Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Основные направления развития цифровых детекторов рентгеновских изображений 13
1.1. Детекторы для рентгеноскопии 13
1.2. Детекторы для рентгенографии 16
1. 3. Универсальные детекторы 20
1.4. Сравнительный анализ цифровых детекторов 22
1.5. Влияние шумов на качество формируемого изображения..28
Выводы 30
Глава 2. Влияние флуктуационных шумов на квантовую эффективность цифровых детекторов рентгеновских изображений 32
2.1. Расчет флуктуации коэффициентов преобразования звеньев цифровых детекторов 32
2.2. Анализ преобразования сигнала и шума в цифровых детекторах 35
2.3. Интегральные критерии оценки качества цифровых детекторов 46
Выводы 53
Глава 3. Квантовая эффективность цифровых детекторов рентгеновского изображения 55
3.1. Квантовая эффективность регистрации детекторов типа «экран-оптика-ПЗС» 55
3.2. Квантовая эффективность регистрации «плоскопанельных» цифровых детекторов з
3.3. Деградация параметров сенсора и изменение квантовой эффективности регистрации цифровых детекторов при воздействии рентгеновского излучения 72
3.4. Разработка методов противодействия деградации параметров, используемых при создании КМОП- сенсоров и детекторов рентгеновского излучения 78
Выводы 85
Глава 4. Разработка цифровых детекторов рентгеновских изображений 87
4.1. Технологические особенности разработки цифровых детекторов рентгеновских изображений 87
4.2. Разработцифровых детекторов для рентгеноскопии и рентгенографии 90
4.3. Цифровые рентгка енографические камеры 97
4.4. Универсальные детекторы 104
4.5. Анализ дальнейшего развития цифровых детекторов 107
Выводы 109
Заключение 111
Список литературы
- Детекторы для рентгенографии
- Анализ преобразования сигнала и шума в цифровых детекторах
- Квантовая эффективность регистрации «плоскопанельных» цифровых детекторов
- Разработцифровых детекторов для рентгеноскопии и рентгенографии
Введение к работе
Актуальность темы. Интенсивное внедрение цифровых технологий в рентгенотехнику обусловлено рядом преимуществ цифровых рентгеновских аппаратов. Главное из них заключается в возможности организации работы по полностью беспленочной и безбумажной технологии на более совершенном техническом и организационном уровне с использованием информационных сетей различного масштаба (медицинское учреждение, город, страна). Внедрение цифровых аппаратов приводит также к существенному снижению лучевых нагрузок на пациента и обслуживающий персонал при одновременном улучшении качества формируемого изображения, что увеличивает вероятность правильной диагностики.
В России разработка цифровых рентгенотелевизионных систем (РТС) идет с заметным отставанием от разработок фирм Европы, США и Японии. Только в последние годы на рынке медицинской аппаратуры появились цифровые рентгенотелевизионные аппараты отечественных производителей. Однако эти аппараты еще очень далеки от реализации потенциальных возможностей цифровых систем. Большинство разработок выполнено для проверочной флюорографии и для рентгеноскопических исследований.
Разработка цифровых РТС и устройств требует решения новых технических задач и проведения детального анализа используемых технологий. К их числу относятся: подавление рассеянного рентгеновского излучения, увеличение квантовой эффективности преобразователей изображения, оптимизация качества рентгеновского изображения на входе и визуализация его на выходе системы и др. К числу актуальных задач, безусловно, относятся теоретические и экспериментальные исследования, направленные на разработку совершенных цифровых аппаратов, которые могут полностью заменить пленочные рентгенографические комплекты и превзойти их по основным параметрам и характеристикам.
Как показал опыт разработки и эксплуатация аналоговых РТС, одним из главных факторов, влияющих на качество рентгеновского изображения, является шум в изображении, обусловленный квантовой природой рентгеновского излучения и шумами приемника. Шум ограничивает основные параметры приемника: пространственную и градационную разрешающие способности, динамический диапазон, контрастную чувствительность и уровень рабочей дозы рентгеновского излучения, -именно эти характеристики относят к информационным (в медицинском применении - диагностическим) параметрам. Для цифровых РТС детальный анализ влияния шумов на чувствительность и качество изображения в технической литературе практически отсутствует. Исследования и разработки в этой области, безусловно, актуальны.
Цель диссертационной работы состоит в повышении эффективности регистрации и разработке высококачественных малошумящих цифровых детекторов рентгеновского изображения медицинского назначения.
Для достижения поставленной цели сформулированы следующие основные задачи исследований и разработок:
Рассмотреть основные направления развития цифровых детекторов, дать их сравнительный анализ и выбрать для исследования и разработок наиболее перспективные технологии построения цифровых детекторов.
Исследовать основные источники шумов для выбранных схем построения детекторов и разработать методику оценки квантовой эффективности для различных типов детекторов в зависимости от параметров основных компонентов детектора.
Дать обоснование принципов построения цифровых детекторов для интервенционной рентгенологии, общей рентгенографии и маммографии.
Исследовать влияние ионизирующего излучение на деградацию основных параметров выбранного типа фотоприёмника и найти пути уменьшения этого влияния.
5. Использовать полученные результаты при разработке цифровых
детекторов рентгеновского изображения и внедрить разработанные
детекторы в аппараты для интервенционной рентгенологии, общей
рентгенографии и маммографии.
Проведенные исследования и разработки позволили решить поставленные выше задачи, сформулировать основные полученные научные результаты и положения, выносимые на защиту.
Теоретической и методической базой данной работы послужили труды ведущих специалистов - Н.Н.Блинова, Л.В. Владимирова, СБ. Гуревича, М.И. Зеликмана, Б.М. Кантера, Э.Б.Козловского, Б.И. Леонова, А.И. Мазурова, С. Нудельмана, Н.И. Потрахова, А. Роуза и ряда других.
Методы исследования
Для решения поставленных задач в теоретической части диссертационной работы использованы методы математического анализа, теории вероятности, методы математического моделирования процессов прохождения сигналов и шумов через звенья приемников. Экспериментальная часть проводилась на реальных приемниках, созданных непосредственно в процессе выполнения диссертационной работы и испытанных во время опытной эксплуатации в клиниках Москвы и Санкт-Петербурга.
5 Основные положения, выносимые на защиту:
Наиболее эффективное решение задачи построения цифровых детекторов рентгеновского изображения достигается при использовании непрямого преобразования, позволяющего создавать как рентгенографические, так и универсальные приемники на базе плоских панелей и детекторов типа "экран-объектив-ПЗС- матрица".
Полученные соотношения для квантовой эффективности приемников непрямого преобразования позволяют в процессе проектирования систем определить относительный вклад шумов рентгеновского излучения, флуктуации, вносимых отдельными звеньями системы, и аддитивных шумов фотопреобразователя в уменьшение общей квантовой эффективности; расчеты показали, что плоские панели являются квазиидеальными приемниками, а в приемниках на ПЗС- матрицах основной вклад в уменьшение чувствительности вносит оптическое звено.
Детекторы, построенные по схеме "экран-объектив-ПЗС-матрица" имеют зависимость квантовой эффективности от дозы во всем диапазоне экспозиционных доз, используемом в рентгенологии, однако в диапазоне доз, используемом в общей рентгенографии (200 - 500 мкР/кадр), их квантовая эффективность не уступает квантовой эффективности пленочной рентгенографии; учитывая другие преимущества этого типа детекторов, их целесообразно использовать в бюджетном сегменте рентгенодиагностических аппаратов вместо детекторов "экран-пленка".
Квантовая эффективность детектора "экран-объектив-ПЗС-матрица", в диапазоне доз, используемым для рентгеноскопии (1-10 мкр/кадр), является не приемлемой для использования в медицинских применениях, то есть для рентгеноскопии этот класс детекторов непригоден.
Полученные соотношения для оценки собственных шумов КМОП и TFT сенсоров, позволяют оценить значение квантовой эффективности детекторов рентгеновского изображения, построенных на базе этих сенсоров. Для рентгенографических применений оптимальным является использование TFT сенсора, для интервенционной рентгенологии и маммографии рекомендовано использование КМОП сенсора.
Разработанный в рамках стандартного технологического процесса «радиационно-стойкий» КМОП- сенсор удовлетворяет требованиям к допустимому уровню деградации параметров при воздействии ионизирующего излучения в заданном диапазоне энергий (40^-120 кэВ) в период всего жизненного цикла плоскопанельного детектора.
Разработанные и внедренные в рентгеновские комплексы различного назначения цифровые детекторы непрямого преобразования на плоских панелях и ПЗС- матрицах повышают эффективность диагностических исследований.
6 Научная новизна
Полученные соотношения для оценки квантовой эффективности регистрации позволяет разделить вклад шумов рентгеновского излучения, флуктуации коэффициентов преобразования сигнала изображения звеньев системы и аддитивных шумов фотопреобразователя.
Показано, что значение квантовой эффективности детекторов, построенных по схеме «экран-оптика-ПЗС» значительно уступает квантовой эффективности «плоско-панельных» детекторов, особенно в диапазоне доз, характерном для таких клинических применений как интервенционная рентгенология. Использование данного типа детекторов в медицинской практике обосновано только бюджетными соображениями и не имеет долгосрочной перспективы.
Результат анализа возможности улучшения квантовой эффективности, путём улучшения параметров оптической схемы и ПЗС сенсора, в рамках существующих технологических возможностей мировой оптической и микроэлектронной промышленности, показывает, что квантовая эффективность такого детектора остаётся неприемлемой для диапазона экспозиционных доз 1^- ЮмкР/кадр.
Предложена методика оценки вклада каждого из звеньев цепочки накопления и считывания заряда для КМОП и TFT сенсоров. Расчёты, проведённые по этим соотношениям, доказывают, что значение аддитивного шума для КМОП- сенсора ниже, чем для TFT, что и определяет более высокую квантовую эффективность детектора на КМОП- сенсоре при экспозиционных дозах 1-^5 мкР/кадр.
Сравнительный анализ достоинств и недостатков для обоих технических решений (TFT и КМОП) обеспечивает обоснованный выбор конкретного решения для разработки промышленного образца. Показано, что для таких областей применения как маммография и интервенционная рентгенология преимущество имеет КМОП- сенсор, для общей рентгенографии целесообразнее использование TFT сенсора.
Показано, что применение в детекторе рентгеновского изображения КМОП- сенсора с классической архитектурой пикселя в течение жизненного цикла детектора приводит, к неприемлемой деградации темнового тока фотодиода и тока утечки транзистора.
Предложенные технические решения реализации «радиационно-стойкого» пикселя позволили снизить влияние ионизирующего излучения как на темновой ток фотодиода, так и на ток утечки транзистора таким образом, что значения этих параметров в течение жизненного цикла детектора остаются в требуемом диапазоне, что подтверждено результатами эксперимента.
На базе восьмидюймовой подложки по технологии 0.35мк разработан КМОП- сенсор с использованием которого, путём механической стыковки четырёх сенсоров, разработаны цифровые детекторы
7 рентгеновского изображения для маммографии и для интервенционной рентгенологии. Использование данных детекторов в диагностике и хирургии позволяют повысить эффективность исследований и качество диагностики.
Степень обоснованности и достоверности полученных результатов
обеспечивается теоретическими расчетами, подтверждается результатами
имитационного моделирования, экспериментальными данными,
полученными в процессе исследований и испытаний аппаратуры.
Значимость полученных результатов для теории и практики
Разработанная методика оценки квантовой эффективности цифрового детектора рентгеновского изображения в зависимости от параметров его составных частей и значения экспозиционной дозы позволяет определить требования к техническим характеристикам компонентов при проектировании детектора.
На основании проведенных исследований обоснован выбор схемы построения детектора в зависимости от области применения: радиография, интервенционная хирургия и маммография.
Предложенные технические решения реализации пикселя при использовании стандартной КМОП- технологии (0,35 микрон), позволили значительно уменьшить влияние ионизирующего излучения на основные параметры КМОП- сенсора в период его жизненного цикла.
Серийное производство разработанных приемников и оснащение ими рентгеновской аппаратуры различных функциональных возможностей следует рассматривать как важный прорыв в области диагностической радиологии.
Реализация и внедрение результатов
Результаты проведенных исследований использованы при разработке цифровых детекторов рентгеновского изображения, построенных по схеме «экран-оптика-ПЗС- сенсор» серий КРЦ1 и КРЦ5, «плоскопанельного» детектора на базе КМОП- сенсора, а также универсальных плоскопанельных приемников серии DIRA-DFP.
Все вышеперечисленные детекторы рентгеновских изображений и внедрены в цифровые аппараты для флюорографии, рентгенографии, хирургии под рентгеновским контролем и ангиографии, серийный выпуск которых осуществляет НИПК «Электрон».
Апробация работы
Материалы диссертационной работы докладывались на конференции «Новейшие достижения в области телевидения, аудио и видеотехники» СПб, 1999; Международной конференции «Телевидение: передача и обработка изображений», СПб, 2000 и 2009; Невских радиологических форумах, СПб, 2003, 2005 и 2007; II Евразийском конгрессе по медицинской физике и
8 инженерии, М., 2005; Втором Всероссийском национальном конгрессе по лучевой диагностике и терапии. М., 2008.
Публикации
Материалы диссертации опубликованы в 24 печатных работах, в числе которых 9 статей в рецензируемых журналах, рекомендованных ВАК, и 2 патента РФ на изобретения, 10 докладов на международных и российских конгрессах и конференциях.
Структура и объем диссертации
Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, списка использованной литературы, включающего 72 наименования и приложений. Текст диссертации изложен на 126 страницах. Работа содержит 34 рисунка и 3 таблицы.
Детекторы для рентгенографии
Первыми детекторами изображения в рентгенографии были стеклянные пластинки, покрытые галоидами серебра. Позже появилась фотопленка, способная воспринимать рентгеновское излучение. Чувствительность рентгеновской пленки крайне низкая. Только 1-2% излучения, формирующего теневое изображение, поглощается пленкой. Поэтому в настоящее время прямое экспонирование пленки рентгеновскими лучами практически полностью заменено рентгенографическими комплектами, состоящими из экранов (переднего и заднего), которые визуализируют изображение, и пленки. Пленка имеет с экранами непосредственный контакт. При этом квантовая эффективность возрастает в десятки раз, достигая 20% и более. Прямое экспонирование пленки сохранено только в тех областях рентгенографии (дентальная, офтальмологическая и т.д.), где объект исследования имеет небольшие размеры и требуется визуализация очень тонких структур.
Профилактическим методом рентгенографии является флюорография, когда детектором рентгеновского изображения служит флюоресцирующий экран, с которого изображение проецируется на пленку размером 70x70мм или 100x100мм. Квантовая эффективность метода не превышает 0,04, поэтому в высокоразвитых странах этот тип детекторов в настоящее время не применяется. Он заменен прямой рентгенографией или цифровым детектированием и визуализацией рентгеновского изображения.
Классическая пленочная рентгенография и флюорография имеют ряд существенных недостатков, которые подробно изложены в работах [4, 5, 9, 10, 11]. Учитывая эти недостатки, ряд фирм с начала 70-х годов начал проводить исследования в области рентгенотехники по поиску детектора рентгеновских изображений, который мог бы заменить пленку. Эти исследования не закончены и в настоящее время. После опубликования в 1982 году работ С. Нудельмана с сотрудниками [12], в которых показана принципиальная возможность замены пленочной рентгенографии на цифровую, ведущие фирмы в области рентгенотехники начали интенсивные исследования по поиску цифровых технологий для рентгенографии. Особенно интенсивные1 исследования проводятся в области цифровых детекторов, систем передачи и хранения изображений (PACS) и телерадиологии [10].
Как уже отмечалось, УРИ на РЭОПах частично решают проблему цифровой рентгенографии, но для полного решения этой проблемы нужны другие подходы. К настоящему времени, если не считать цифровые УРИ на РЭОПах, разработаны цифровые детекторы по 4-м технологиям.
Одним из первых появился цифровой детектор с запоминающим фотостимулируемым рентгеновским экраном, который в настоящее время широко используется за рубежом. Функционально детектор состоит из 3-х основных частей: кассеты с экраном, на котором запоминается рентгеновское изображение во время экспозиции, считывающего лазерного устройства и автоматизированного рабочего места рентгенолога (или лазерной камеры для получения твердой копии рентгенограммы). Главным достоинством этого детектора является возможность получения снимка на любом рентгеновском аппарате, на котором можно сделать снимок на пленку в кассете. Одно автономное считывающее устройство может обслуживать несколько мест записи изображения. Лидирующее положение по выпуску этих детекторов занимают фирмы «Fuji Medical» (Япония), «Kodak» (США), «Agfa» (Бельгия).
Некоторые фирмы вернулись к отвергнутой для рентгеноскопических УРИ технологии съемки изображения с флюоресцирующего экрана на фотопреобразователь. То, что плохо для одних целещ может оказаться оптимальным для других. Такой возврат к отвергнутой технологии! стал; возможен, так как в рентгенографии допустимы дозы на один снимок до; 1мР; В? рентгеноскопии; эта доза при; чувствительности; детектора 5 ОмкР/с набирается уже": за1 20с: В; качестве: фотопреобразователя. в этих детекторах используют ИЗО матрицы.. Над рентгенографическими детекторами;, построенными по; этой схеме работают фирмьк"@у-.1МЖ АЬ" в Финляндии, "SwisstRay" в.Швейцарии; "Apelem" во Франции; "Imaging Dynamics Corp" в= Канаде,- СІТ «Гелпик»; ЗАО «Амико», ЗАО НИИК «Электрон» в России и ряд других..
В России в начале 1990-х годов; в качестве первых цифровых детекторов Институтом ядерной физики имени Г.И. Будкера СО РАН использовались, линейки многопроволочных пропорциональных камер. Они предназначались для сканирующих цифровых, систем: Вс них использовался принцип механического сканирования кадра изображения1 линейным детектором:. По строкам рентгеновское изображение детектируется с помощью набранных в линейку одноэлементных чувствительных к рентгеновскому , излучению многопроволочных пропорциональных камер; В дальнейшем наряду с линейными детекторами на;, газовых, детекторах стали применяться линейки фотодиодов; сочлененные с; . рентгенолюминофорами. Этот класс детекторов получил применение в сканирующих флюорографах, которые производятся рядом фирм.
Более 10. фирм разрабатывают или производят матричные плоские детекторы [10]. Предполагалось, что они, как и экраны с памятью,.заменят рентгенографические комплекты и; будут вставляться в стандартные кассето держатели рентгеновских аппаратов. Однако эти надежды оправдались только частично, так как габариты и вес многих плоскопанельных детекторов существенно больше габаритов и веса стандартных кассет. Поэтому большинство матричных детекторов используется в новых разработках рентгеновских аппаратов.
Анализ преобразования сигнала и шума в цифровых детекторах
Известно, что темновой ток фотоприемника (фотодиодной, ПЗС- или КМОП матрицы) в первом приближении прямо пропорционален площади элемента (пиксела) изображения. Пикселы плоской панели непосредственно покрывают всю площадь рабочего поля приемника, в то время как входное изображение на ПЗС матрицу передается с уменьшением от 18 до 9 раз. Поэтому при одинаковом числе пикселей в плоской панели и приемнике на ПЗС матрице темновой ток в ПЗС матрице с учетом фил-фактора будет от 20 до 60 раз меньше, чем в пикселах плоской панели. Однако при дозах, используемых в рентгенографии, как следует из соотношения (2.2), влияние темнового тока и других аддитивных шумов на суммарную дисперсию сигнала в плоской панели будет незначительным из-за большого коэффициента усиления ат,.
Напротив, в приемнике на ПЗС матрице влияние аддитивных шумов резко возрастает вследствие небольшого коэффициента as.
Учитывая эти преимущества плоских панелей, а также их небольшие габариты и вес, можно прогнозировать, что в будущем они вытеснят все другие классы приемников, включая приемники «экран-объектив-фотопреобразователь». Действительно, технология плоских панелей имеет ЦЄЛЬІЙІ ряд преимуществ перед другими технологиями, рентгеновских приемников; Установка фотоприемника непосредственно за рентгеновским экраном исключает оптику, что в сотни, раз увеличивает сбор светового потока, на фотоприемник и тем; самым увеличивает, коэффициент преобразования? сигнала, до величины , позволяющей существенно снизить влияние аддитивных- шумов- фотопреобразователя: Толщина- панели ряда фирм позволяет устанавливать их в. кассетодержатели; пленочных аппаратов; что существенно расширяет областьих применения.
Вес панелей позволяет разрабатывать носимые конструкции; с автономным питанием для военно-полевой медицины и медицины катастроф. Носимая панель пригодна для палатных аппаратов, а также может использоваться по очереди на нескольких аппаратах.
БолыпоШ размер пиксела фотоприемника обеспечивает высокий динамический диапазон: Отсутствие оптики исключает геометрические-искажения и; виньетирование,, которое создает неравномерность сигнала по полю изображения: Но в настоящее время говорить о; вытеснении технологии съемки с экрана с помощью объективанаПЗЄ матрицу рано.
Увеличение в плоских панелях размера1 фоточувствительной матрицы до размера: рентгеновского экрана является сложной технологической задачей. Поэтому полноформатную матрицу фотоприемников большинство фирм составляет из. матриц меньших размеров. Например, матрица; фирмы TRIXELL типаРіхішп 4600 размером 429x429мм составлена из»4-х матриц меньшего размера. Такой технологический прием требует решения; ряда задач:,обеспечение идентичности параметров всех частей составной матрицы и периодической калибровки, сшивки встык, поддержания одинаковой температуры по всей поверхности матрицы. Это порождает ряд технических проблем. 1. Из-за неидентичности параметров матриц, из которых составляется полноформатная матрица,, требуется тщательная предварительная; калибровка. Она; состоит из замещения сигналов дефектных пикселов 44 сигналами соседних пикселов, выравнивания чувствительности всех пикселов и компенсации темнового тока пикселов при коротких и длительных экспозициях. Кроме того, требуется периодическая І калибровка из-за разного, электронного износа отдельных матриц, и, вследствие изменения температуры по всей поверхности составной матрицы. 2 . Поддержание одинаковой температуры по всей поверхности составной матрицы является сложной технологической задачей. При изменении температуры могут появиться зазоры на стыках между матрицами и изменяться калибровки. 3. Стыковка матриц в монолитную конструкцию также является сложной задачей. 4. В плоской панели фотоприемники находятся под непосредственным воздействием рентгеновских лучей, прошедших через экран. Как правило, экран поглощает не более 70% излучения, формирующего входное изображение. С увеличением энергии рентгеновских квантов, то есть с увеличением напряжения на-рентгеновской трубке, доля прошедшего через экран излучения существенно увеличивается и, следовательно, увеличивается вероятность возникновения радиационных дефектов, особенно при высоких дозах и интенсивной эксплуатации плоской панели. Для устранения радиационных дефектов в других электронных компонентах, расположенных непосредственно в плоской панели, они экранируются, что увеличивает массу и объем конструкции. Таким образом, разработка долгоживущих плоских приемников для цифровой рентгенотехники требует создания радиационно-стойких электронных компонентов, так как известно, что в кремнии и структурах на его основе имеет место радиационное дефектообразование. В частности, к таким дефектам относятся накопление в полупроводниках положительного объемного заряда и увеличение плотности поверхностных состояний на границе раздела полупроводник — диэлектрик [26]. Поэтому, несмотря на то, что фотоприемники изготавливают из радиационно-стойких материалов, под действием рентгеновского излучения параметры плоских панелей непрерывно деградируют, что приводит к необратимой потере работоспособности и, следовательно, сокращению срока службы. Например, фотодиодная матрица плоской панели Pixlum4600. изготовлена из, радиационно-стойкого аморфного кремния (a-Si), но ее параметры все же непрерывно деградируют. 5. Полная экранировка электронных схем панели приводит к сокращению температурного диапазона, в котором панель работоспособна. При высоких температурах аморфный слой матрицы фотодиодов имеет тенденцию к необратимой кристаллизации с полной потерей рабочих характеристик. 6. В условиях клиники плоские панели не подлежат ремонту. Заметим, что работоспособность приемника на ПЗС матрицах во многих случаях может быть восстановлена сервисным инженером в рентгеновском кабинете. Существует ряд других задач, которые еще предстоит решить изготовителям плоских панелей при их совершенствовании. К таким задачам, например, относятся ударопрочность, расширение температурных диапазонов при эксплуатации, перевозках и хранении. Вне всякого сомнения, что по мере совершенствования технологии плоских панелей, перечисленные выше проблемы в основном будут решены, но для этого потребуется достаточный период времени.. 7. Стоимость — это та категория параметров, которая имеет решающее значение при выборе потребителем приемников рентгеновских изображений, если другие потребительские свойства его удовлетворяют. В настоящее время плоские панели в несколько раз дороже приемников на ПЗС матрицах. Для устранения этих недостатков плоских панелей требуется значительное время, поэтому еще долгое время технологии плоских панелей и «экран-объектив-фотопреобразователь» будут развиваться параллельно.
Квантовая эффективность регистрации «плоскопанельных» цифровых детекторов
Например,, при ёмкости .пикселя : 0,4 пФ для обоих сенсоров с размером пикселя: 1Г43 мкм это: значение выбрано? таким образом; чтобы: обеспечить достаточный динамический диапазон при питании» цепей: смещения диодов напряжением- 5 вольт. При. комнатной температуре значение Пктс п составит около 400е\ Второй тип шума, это джонсоновскшг шум, возникающий из-за конечного распределённого сопротивления линии данных. Значение джонсоновской составляющей шума, определяется выражением: 2j = (V4KT aHHbIX Ді)хСданньіх. Как видно, это значение зависит от величин распределённых паразитных сопротивления и ёмкости линии данных и полосы частот, которая определяется максимально возможным временем считывания строки. Для оценки примем, что время считывания строки не должно превышать 10" мкс. Значение выбрано исходя из требования к быстродействию детектора. Для того, чтобы обеспечить считывание сигнала; 10 мкс необходима полоса частот усилителя не менее 200 кГц. Это значение будет одинаковым для КМОП и TFT сенсоров. Значения же паразитных сопротивления и ёмкости у этих преобразователей отличаются существенно: для TFT сенсора Кдшшых-130 ом, Сдашшх бОпФ, для КМОП-сенсора RflaHHbIX 90ом, Сда„НЬІХ ЗОпФ.
Таким образом, значения джонсоновской составляющей шума будут для КМОП- сенсора 1}= 280е", для TFT Щ = бООе". Такая разница значений объясняется особенностями технологических процессов, вследствие которых различаются удельные значения сопротивления и ёмкости проводника.
Третья составляющая шума, это шум усилителя линии данных, имеющий два источника: собственный шум усилителя и шум конденсатора в схеме усилителя для TFT сенсора.
Последняя составляющая1 - это шум темнового тока: Q.T. = V(Idt/q): Очевидно, что значение этой составляющей; шума определяется» как самим: значением темнового-тока, так; m длительностью экспозиции; Длительность экспозиции;для оценки примем. равной однош секунде, что1 является;худшем значением; для? экспозиций принятых,. Вг общей рентгенологии. Кроме; того; составляющими; темнового тока фотодиода являются ещё:: и ток утечки транзистора; m паразитный заряд индуцирующийся, на ёмкости пикселя- при выключении транзистора.. Причём эти две составляющие шума вносят заметный вклад в итоговое значение темнового тока, только для TFT сенсора. Темновой ток самого диода практически одинаковый для обоих типов сенсоров и равен примерно 60е" при длительности экспозиции равной одной секунде при ёмкости пикселя 0.4 пФ и размере пикселя 140 140 мкм. Ток утечки; затвора транзистора КМОП- сенсора можно уменьшить использованием «замкнутой» топологии исполнения- затвора транзистора. Этот же принцип можно использовать и для TFT транзистора; однако при этом значительно увеличивается площадь, занимаемая транзистором, что значительно; уменьшает коэффициент заполнения для: TFT пикселя с учётом того, что размер обычного затвора TFT транзистора составляет примерно по длине-8 мкм и 16 мкм по ширине. Вторая, причина увеличения темнового-тока TFT сенсора, это так называемый индуцированный заряд, наводящийся на ёмкость пикселя; при выключении коммутирующего транзистора . Так называемая «3-Т» архитектура, используемая в КМОП- сенсоре,, позволяет избежать этого, эффекта за счёт истокового повторителя, развязывающего коммутирующий транзистор от ёмкости пикселя. Кроме того, в пикселе КМОП- сенсора имеется транзистор сброса, который включается: непосредственно перед накоплением, что позволяет сбрасывать паразитный: заряд в ёмкости пикселя.
Для оценки величины шума.темнового токаFT сенсора использованы ; данные от трёх различных производителей сенсоров.. Величина темнового заряда, накопленного в КМОП- пикселе, взята расчетная, исходя из типичной для такой технологии плотности темнового тока; размера фотодиода и времени интегрирования: BJ итоге мьь получили следующие значения; темнового; заряда, накопленного ;за« одну- секунду В; пикселе КМОИ- сенсора: 3600е и: 40000е" в- ТЕТ пикселе. В«; таблице 3U приведены обобщающие данные для?оценки;собственных,шумов каждого сенсора.
Разработцифровых детекторов для рентгеноскопии и рентгенографии
Анализ прохождения сигнала и шума через приемник «экран-объектив-ПЗС матрица» (глава 2) показал, что современная элементная база (экраны Gd202S(Tb) и Csl, высококачественные объективы, ПЗС матрицы с большим размером пиксела) позволяют разработать рентгеновский приемник этого класса и заменить пленочную флюорографию и рентгенографию. [11, 17, 18, 50, 58, 59, 62].
Первая цифровая камера по схеме съемки изображения с рентгеновского экрана с помощью ПЗС матрицы ЦФК-1 была разработана для флюорографии (рисунок 4.5) [17 ].
В 80-ые годы из-за низкой чувствительности пленочной флюорографии (экспозиционная доза в плоскости экрана 4-5 мР против 0,5мР - 1мР для полноформатной рентгенографии) и более низкого по сравнению с полноформатной рентгенографией качества изображения наметилось сокращение профилактической флюорографии. Однако опыт последних лет показал, что свертывание профилактической флюорографии было ошибочным в связи с сокращением выявляемости больных туберкулезом и другими легочными заболеваниями [60].
Наиболее близкими аналогами классических флюорографов явились цифровые аппараты, в которых используется тот же метод съемки с рентгеновского экрана, но не на пленку, а на фотопреобразователь. Впервые на эффективность такого метода регистрации рентгенограмм было указано в работе [9]. В настоящее время эту технологию использует целый ряд производителей [61].
Камера ЦФК-1 разработана с учетом не только профилактических исследований, но и дифференциальной диагностики. Для ее разработки был выбран экран Gd202S(Tb), разработан специальный широкоугольный светосильный объектив (т=0,8; #=1:1) и выбрана матрица формата2024х2024 элементов с размером фоточувствительной поверхности 24x24мм.
Камера имеет следующие технические характеристики: размер рабочего поля - 390x390мм; разрешающая способность - 2,5мм"1; контрастная чувствительность - 1%; динамический диапазон - более 150; производительность - до 60 снимков; экспозиционная доза на снимок в плоскости приемника - не более 1мР. Камера ЦФК-1 разработана с учетом следующих областей применения: 1. Использование камеры в флюорографе ФЦ-01 -«Электрон» [И, 58 ] ) 2. Замена пленочных флюорографических камер КФ-70 и КФГ40.0: Такая; замена І БОЇ флюорографах .позволяет модернизировать парк, пленочных флюорографов. и привести- их... ві соответствие с современными, требованиями поі радиационной; безопасности, а также обеспечивает возможность объединения; флюорографической службы в. единую информационную сеть.
Цифровая камера ЦФК-1 позволила на современном технологическом уровне возродить массовую профилактическую флюорографию в ряде случаев (исключая костную систему) заменить пленочную рентгенографию на.цифровую (изготовлено и поставлено в медицинские учреждения около;2000 камер);
Испытания камеры ЦФК-1 в составе флюорографов показали, что чувствительность камеры . превышает чувствительность пленочных флюорографических камер, но уступает пленочной полноформатной рентгенографии с чувствительностью , рентгенографических комплектов 400 условных единиц (т.е. 280мкР) и более. Кроме того, использование камеры на вертикальных, стойках, вместо рентгенографических комплектов показало, что для, ряда исследований, например, костной системы, разрешающей способности 2,5мм"1 недостаточно.
Специально для флюорографической камеры по техническому заданию автора в НИПК «Электрон» был разработан и изготовлен светосильный проекционный объектив из; линз с коэффициентом преломления не менее1,6, что обеспечило защиту ПЗС матрицы от воздействия3 рентгеновских лучей. Это позволило создать конструкцию приемника без зеркала, что резко сократило его габариты и вес. На приемник получен патент РФ [63].
Чтобы обеспечить возможность цифровой рентгенографии любой системы человеческого организма, необходимо увеличить разрешающую способность цифрового приемника как минимум до 3,5мм"1.
Для повышения чувствительности камеры (глава 2) существуют три пути: увеличение поглощения рентгеновских лучей в экране, увеличение сбора светового потока передаваемого объективом на ПЗС матрицу и увеличение квантовой эффективности ПЗС матрицы. Разрешающую способность камеры можно увеличить, выбрав ПЗС матрицу с большим числом пикселов.
Все эти возможности были использованы при разработке цифровых рентгенографических камер серии КРЦ.
Исходя из трех основополагающих принципов - более точная диагностика, наименьшее отрицательное воздействие на организм пациента, минимальная стоимость исследования компания «Электрон» при участии автора разработала концепцию создания цифровых приемников для общей, профилактической и интервенционной рентгенологии, которые позволят лечебно-профилактическим учреждениям перейти на цифровые технологии в лечебном учреждении любого уровня [57, 62].
В- основу концепции положен принцип разделения приемников по функциональным возможностям, уровню комплектации и стоимости. В результате появилась серия цифровых камер КРЦ, состоящая из 10 модификаций: КРЦ4А, КРЦ5А, КРЦ9, КРЦ9Ц, КРЦ16, КРЦ16Ц, КРЦ9Н, КРЦ9НЦ, КРЦ16Н, КРЦ16НЦ.
