Содержание к диссертации
Введение
2. Литературный обзор 11
2.1. Области применения рентгеновской интроскопии 11
2.1.1. Медицинская рентгенодиагностика 11
2.1.2. Рентгеновская интроскопия в промышленности 13
2.1.3. Обеспечение безопасности 15
2.1.4. Получение рентгеновских изображений для научных исследований. 16
2.2. Основные характеристики цифровых систем регистрации рентгеновских изображений 17
2.3. Различные типы детектирующих систем и их сравнительный анализ. 21
2.3.1. Компьютерная радиография 22
2.3.2. Система на основе РЭОПа 23
2.3.3. Сканирующие детектирующие системы на основе фотодиодных линейных детекторов 25
2.3.4. Плоские панели на основе аморфных полупроводников 26
2.3.5. Система на базе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица 28
2.4. Компоненты детектирующей системы на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица 29
2.4.1. Люминофор 29
2.4.2. Объектив 31
2.4.3. ПЗС-матрица 31
2.4.4. Использование нескольких ПЗС-матриц 33
2.5. Пространственное разрешение различных детектирующих систем 36
3. Аппаратные средства, используемые в работе 37
3.1. Система регистрации синхротронного излучения с высокой чувствительностью 37
3.2. Детектирующая система с высоким пространственным разрешением. 40
3.3. Цифровой усилитель рентгеновского изображения для медицинской диагностики 41
3.4. Система для контроля промышленных изделии, использующая метод двухпороговой оценки толщины просвечивания 45
3.5. Система для ввода и цифровой обработки рентгеновских изображений, полученных на пленке 47
4. Теоретические оценки, моделирование и методы, используемые для детектирующих систем рентгеновского излучения 48
4.1. Методика оценки величины DQE, основанная на статистических методах обработки 49
4.2. Методика оценки величины DQE с использованием аналитического выражения 51
4.3. Исследование особенностей формирования изображений в монокристаллических сцинтилляторах 52
4.3.1. Краевые распределения поглощенной энергии в сцинтилляторе CsI(Tl) 53
4.3.2. Влияние вторичного характеристического излучения при взаимодействии рентгеновских квантов с материалом монокристалла ... 63
4.4. Исследование влияния оптической системы на пространственное разрешение 70
4.5. Метод цифровой обработки теневых рентгеновских изображений, основанный на использовании специальных фильтров 77
5. Экспериментальные исследования и получение практических результатов . 84
5.1. Определение величины DQE для различных исполнений детектирующей системы на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица 84
5.2. Исследование характеристик получаемых изображений для медицинской диагностики с использованием синхротронного излучения. 85
5.3. Получение изображений с высоким разрешением на детектирующей системе с монокристаллическим сцинтиллятором 87
5.4. Экспериментальное подтверждение результатов исследования формирования изображения в сцинтилляторах 91
5.5. Получение изображений на цифровом усилителе рентгеновских изображений с использованием разработанного метода обработки 94
5.6. Внедрение системы двухпороговой оценки толщины просвечивания промышленных изделий в производственный процесс 97
6. Заключение 102
7. Список литературы 105
- Основные характеристики цифровых систем регистрации рентгеновских изображений
- Система для ввода и цифровой обработки рентгеновских изображений, полученных на пленке
- Влияние вторичного характеристического излучения при взаимодействии рентгеновских квантов с материалом монокристалла
- Получение изображений с высоким разрешением на детектирующей системе с монокристаллическим сцинтиллятором
Введение к работе
Представленная работа посвящена разработке цифровых методов получения рентгеновских изображений. Традиционно рентгеновская интроскопия объектов[1,2] проводится с использованием рентгеновской пленки [3]. Однако, стремительное развитие цифровых технологий за последние 10 лет, а также усовершенствование различных методов регистрации рентгеновского излучения не только увеличили качество изображений, но позволили также решить ряд важных задач для медицинской диагностики, дефектоскопического контроля промышленных изделий, различных научных исследований, включая разработку новых методов с использованием синхротронного излучения.
Основной задачей рентгеновской интроскопии является получение теневого рентгеновского изображения, его обработка и представление оператору, который должен принять окончательное решение о качестве исследуемого объекта. На рис.1 представлена схема исследования внутренней структуры объекта с помощью рентгеновского интроскопа.
Рис. 1. Рентгеновский интроскоп. 1 - приемник излучения; 2 - объект исследования; 3 - рентгеновская трубка; 4 - система коллиматоров.
Значение величины сигнала в каждой точке регистрируемого
изображения зависит от ослабления потока рентгеновских квантов внутри 5
объекта исследования. Как известно, поглощение излучения в объекте в общем виде описывается следующей формулой [4]:
/ = /0-ехр(-//-*),Где:
1о - интенсивность излучения перед поглотителем;
I - интенсивность излучения за поглотителем;
\i - линейный коэффициент ослабления;
х - толщина поглотителя.
Полученное изображение несет информацию о структуре и, в частности, о внутренних неоднородностях в объекте исследования, которая необходима для формирования заключения о качестве объекта.
Перед разработчиками рентгеновских интроскопов стоит комплексная задача подбора различных элементов и выбора параметров системы, которые позволят обеспечить интроскопию объектов с заданной точностью с нужной производительностью и при имеющихся условиях контроля. Особенное значение имеет дозовая нагрузка[5] на объект исследования и на персонал, производящий рентгеновский контроль. Поэтому задачей разработчика является оптимизация параметров рентгеновской системы, в частности являются необходимыми:
правильный подбор напряжения и тока на рентгеновской трубке[6];
расчет и изготовление системы фильтров и коллиматоров;
выбор детектирующей системы, ее параметров;
использование специализированных методов для обработки регистрируемых изображений.
Цифровые детектирующие системы рентгеновских изображений являются неотъемлемой частью современного рентгеновского интроскопа. Актуальность работы обусловлена большим спросом на цифровые детектирующие системы в промышленной дефектоскопии, медицинской диагностике и в научных исследованиях. За последние два десятилетия
произошел стремительный скачок развития цифровых технологий и компьютерной техники и этот факт коренным образом изменил традиционные методы работы рентгеновских лабораторий. Наиболее значительные новшества, привнесенные цифровыми технологиями, представлены ниже:
Просмотр полученных снимков на компьютере позволяет выполнять целый ряд операций, которые были недоступны при просмотре рентгеновских пленок на негатоскопах.
Магнитные и оптические носители современных компьютеров позволяют хранить весьма большие объемы данных (большое количество снимков), при этом занимаемый ими объем незначителен.
При создании соответствующего программного обеспечения возможна организация специализированных баз данных для хранения снимков, что позволяет существенно улучшить работу рентгеновских лабораторий.
В некоторых случаях возможна полная автоматизация процесса рентгеновского контроля благодаря цифровым методам обработки данных, и использования специализированного программного обеспечения и технических средств, которые позволяют свести участие человека в процессе контроля к минимуму.
Существует ряд задач, при которых возможно использование только цифровых методов регистрации изображений. Например, в костной денситометрии происходит селективное выделение костной компоненты в теле пациента (при вычитании мягких тканей). В результате пользователю выдается изображение, которое соответствует доле рентгеновского излучения, поглощенного в кости за вычетом излучения, которое было поглощено в мягких тканях. На основании этого изображения вычисляется минеральная плотность костной ткани, которая необходима для диагностики остеопороза. На рентгеновской пленке такой вид рентгеновского
исследования в принципе невозможен.
Также необходимо отметить, что мощность современных компьютеров позволяет проводить рентгеновскую скопию (просмотр получаемых рентгеновских изображений в режиме реального времени) с использованием цифровой обработки и анализа каждого регистрируемого кадра.
Совокупность всех перечисленных выше факторов делает использование цифровых систем для регистрации рентгеновских изображений весьма актуальной проблемой.
Научная новизна диссертационной работы заключается в том, что для детекторов рентгеновских изображений на основе Люминофор - объектив -ПЗС - матрица разработана методика оценки квантовой эффективности детектирования (DQE), основанная на использовании источника гамма-квантов Ат-241. Также разработана детектирующая система с высокой чувствительностью (которая была оценена с помощью двух указанных ранее методик оценки DQE), которая была впервые использована для целей медицинской диагностики на пучке Курчатовского источника синхротронного излучения (СИ). Для монокристаллических люминофоров проведено математическое моделирование процесса формирования изображения и сделаны оценки значений предельного пространственного разрешения для различных типов люминофоров.
Практическая значимость работы заключена в том, что созданные детектирующие системы и разработанные алгоритмы обработки изображений успешно используются при решении задач медицинской диагностики и промышленной дефектоскопии в научных и производственных организациях, в том числе на станции «Медиана» в КЦСИ РНЦ КИ, в НГДУ «Альметьевнефть», ОАО «Сургутнефтегаз».
Полученные в диссертации результаты неоднократно докладывались и обсуждались на научно-технических конференциях. По теме диссертации опубликовано 3 статьи в реферируемых журналах [7-9], а также 4 публикации по итогам научно-технических конференций [10-13].
Основной целью работы явилось создание детектирующей системы на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрицы и внедрение метода цифровой обработки рентгеновских изображений, позволяющего повысить качество рентгеновской интроскопии. Основные задачи, решаемые в представленной работе, представлены ниже:.
Исследование различных методов получения теневых рентгеновских изображений и их сравнительный анализ.
Разработка методик оценки квантовой эффективности детектирования (DQE) для систем на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица.
Разработка системы регистрации синхротронного излучения на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица в целях получения изображений для медицинской диагностики.
Разработка детектирующей системы на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица с высоким пространственным разрешением и математическое моделирование процесса формирования изображения в монокристаллическом сцинтилляторе, используемом в данной системе.
5. Разработка метода обработки теневых рентгеновских
изображений, и его внедрение в различные системы для медицинской и
промышленной рентгеновской интроскопии.
На защиту выносятся следующие положения.
1. Были проанализированы различные методы получения теневых рентгеновских изображений. Показано, что современные системы на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица обладают определенными преимуществами благодаря своей универсальности, гибкости и возможности получения высокого пространственного разрешения при высокой чувствительности к излучению. Цифровые системы представляют большие возможности для решения различных практических задач благодаря специализированным математическим методам обработки данных.
Разработаны две методики оценки квантовой эффективности детектирования (DQE) для детектирующих систем на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица с использованием источника гамма-квантов Ат-241. Показано, что эти методики позволяет оперативно оценивать чувствительность разрабатываемых детектирующих систем.
Разработана детектирующая система на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица с высокой чувствительностью для получения изображений с использованием синхротронного излучения для медицинской диагностики.
Разработана детектирующая система с пространственным разрешением 25 пл/мм с использованием монокристаллического сцинтилляторов.
С помощью математического моделирования выявлены особенности формирования изображения в монокристаллических сцинтилляторах и сделаны оценки значений предельного пространственного разрешения для таких сцинтилляторов.
Разработан метод обработки рентгеновских изображений, основанный на использовании алгоритмов фильтрации, нормировки, бинирования, и др. Данный метод обработки был внедрен в различные системы для медицинской и промышленной рентгеновской интроскопии.
2. Литературный обзор.
В настоящей главе приведен литературный обзор, в котором представлены основные области, которые затронуты в настоящей работе. В начале рассматриваются различные области применения рентгеновских интроскопов, а также описывается специфика их применения в различных задачах. Затем описываются общие характеристики цифровых систем регистрации теневых рентгеновских изображений и представляются применяемые в настоящее время основные типы детектирующих систем. Поскольку акцент в настоящей работе уделяется системе, построенной на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица, подробно описываются все компоненты данной системы.
Основные характеристики цифровых систем регистрации рентгеновских изображений
В система использовалась камера с ПЗС-матрицей Sony 1388 х 1038 пикселей, размер пикселя 4.65 х 4.65 мкм [69]. Данная камера работает в прогрессивном режиме и позволяет менять время экспозиции от 1 мкс до 100 сек. Оцифровка получаемых данных с ПЗС-матрицы производится внутри камеры, разрядность оцифровки составляет 12 бит. Оцифрованные данные с помощью специального интерфейса передаются по кабелю длиной 20 метров в РО-плату (фрэймграббер), установленную в ПК типа IBM PC. Частота получаемых кадров с ПЗС-камеры - около 7.7 кадров в сек (при условии, что экспозиция не превышает 130 мсек). Такое значение частоты обновления кадров вполне достаточно для проведения рентгеновской скопил. Управление ПЗС-камерой (установка экспозиции, усиления и т.д.) производится от ПК.
В системе используется компьютер на базе процессора AMD Athlon 3200+ с тактовой частотой 2 ГГц под управлением операционной системы Windows ХР. Производительность компьютера в данном случае имеет особое значение, т.к. обработка каждого кадра и отображение его на мониторе происходит под его управлением.
Поскольку компьютер также используется для сохранения и получаемых снимков, он имеет большой объем памяти и возможность записи данных на DVD диски. Управление переключением полями РЭОПа, а также основными функциями, необходимыми при работе режима скопии, реализуется с помощью специального пульта управления, которые соединяется с компьютером через интерфейс RS-232 (СОМ-порт). Необходимо отметить, что использование цифровой ПЗС-камеры высокого разрешения с прогрессивной разверткой и высокой частотой обновления кадров, а также мощного компьютера для обработки и представления вводимого изображения позволяет реализовывать рентгеновскую скопию для медицинских целей. Каждый вводимый кадр может быть обработан и сохранен в цифровом виде, также имеется возможность записи видео. Применение созданной системы не ограничивается медицинскими задачами. Возможно использование такой системы для осуществления рентгеновского контроля в промышленности. Была создана аналогичная система для контроля для контроля качества сварных швов стальных труб. Многолетнее использование этой системы показало ее надежность и результативность в цикле производства. В частности, весьма неплохие отзывы по работе данной системы были получены от нефтегазодобывающего предприятия г.Сургут и электрохимического завода г.Красноярск. 3.4. Система для контроля промышленных изделий, использующая метод двухпороговой оценки толщины просвечивания. На базе описанной в предыдущей главе системы для рентгеноскопии был создан рентгеновский интроскоп, позволяющий производить оценку остаточной толщины стенок стальных труб бывших в употреблении [70]. Данная задача направлена на определение возможности вторичного использования исследуемых труб. Система схематично показана на рис.3.4а-б. Контролируемая труба располагается между рентгеновским излучателем и РЭОПом. С помощью рольгангов труба перемещается в поле зрения РЭОПа таким образом, что обеспечивается полный её контроль. В режиме контроля трубы непрерывно вводятся и обрабатываются снимки с последовательно идущими участками трубы. Элементы каждого участка трубы автоматически проверяются, и в случае наличия на данном участке дефекта, производится вывод соответствующей информации на консоль компьютера. Была разработана и внедрена система, использующая алгоритм одновременного контроля толщины стенки трубы относительно двух заданных значений, который основан на сравнении величины сигнала в участке с неизвестной толщиной стенки с величинами сигналов в участках эталонных толщин. Разработанная система направлена на решение задачи толщинометрии, которая требует измерение интенсивности рентгеновского излучения до и после исследуемого объекта. Однако, для корректного определения толщины изделия следует учитывать целый ряд аспектов: нестабильность напряжения и тока на рентгеновской трубке, зависимость линейного коэффициента ослабления от энергии, влияние рассеянного излучения и наличие неоднородности входного поля детектирующей системы. Входное поле РЭОПа разделено на 3 участка: участок детектирования рентгеновского излучения, прошедшего через контролируемую трубу, и два участка детектирования излучения, прошедшего через эталоны с известными толщинами. В качестве 1-го эталона берётся фильтр с толщиной, соответствующей наименьшей допустимой толщине (НДТ) трубы. В качестве 2-го эталона берётся фильтр, соответствующей наименьшей нормальной толщине (ННТ) трубы. Фрагменты трубы с толщиной меньше НДТ классифицируются как бракованные, фрагменты с толщиной больше НДТ, но меньше ННТ - как допустимые, а фрагменты трубы с толщиной выше ННТ -как нормальные. Определение пороговых значений отбраковки (НДТ и ННТ) производится с помощью специально изготовленного СОПа (стандартного образца предприятия). Данная процедура, с одной стороны, позволяет откалибровать системы а, с другой, точно определить метрологию работы описываемого рентгеновского интроскопа.
Система для ввода и цифровой обработки рентгеновских изображений, полученных на пленке
Для обоснования полученных в предыдущей главе результатов были рассмотрены особенности механизма формирования теневых рентгеновских изображений в монокристаллических сцинтилляторах. Этот анализ проведен с помощью результатов моделирования методом Монте-Карло процессов взаимодействия первичных квантов внутри сцинтилляционного кристалла с учетом образования вторичных излучений, т.е. образования фотоэлектронов, Оже-электронов и характеристического излучения.
Сцинтилляционные материалы CsI(Tl) и BGO имеют высокий средний атомный номер и большую плотность, что обеспечивает высокую эффективность регистрации рентгеновского излучения. Для получения изображений с высоким пространственным разрешением с помощью таких сцинтилляторов нужно использовать низкоэнергетическое излучение рентгеновской трубки, как правило, с анодным напряжением не более 90кВ. В этой энергетической области зависимости линейных коэффициентов поглощения излучения для сцинтилляторов ц(Е) имеют достаточно сложный вид (рис. 4.3.2.1), из-за наличия порогового процесса фотопоглощения излучения на К, L, М и т.д. электронных оболочках атомов.
Рассмотрим детально процесс формирования изображения на примере сцинтиллятора CsI(Tl) при различных условиях. В одном случае энергия падающих на сцинтиллятор квантов будет меньше энергии связи электронов К-оболочки (СМ5 34 кэВ) (0=30кэВ), в другом случае - больше. Пространственные распределения поглощённой энергии в этих двух случаях принципиально различаются. Рассмотрим более подробно эти две ситуации. В обоих случаях, практически всегда, при первом взаимодействии в сцинтилляторе таких квантов происходит процесс их фотопоглощения.
Кванты с энергией Е0 = 30 кэВ испытывают фотопоглощение на L, М и т.д. оболочках с образованием фотоэлектрона с энергией ЕЭ=Е0-Есвяз. В результате такого взаимодействия атом оказывается в ионизированном состоянии.
В процессе релаксации возбуждения атома происходит испускание соответствующего характеристического кванта L-серии, М-серии и т.д. или/и образование Оже-электронов [75] (при заполнении вакансии электроном одного из вышележащего энергетического уровня атома выделяется энергия, которая передается атомному электрону внешних оболочек, который и покидает атом (Оже-электрон)).
Испущенный фотоэлектрон и Оже-электроны в сцинтилляторе теряют свою энергию на возбуждение и ионизацию атомов среды. Эти электроны условно назовём электронами 1-го типа, а энергию, которую они передают сцинтиллятору обозначим через Еь
Средняя длина свободного пробега испущенного характеристического кванта L-серии 6 мкм, а характеристические кванты М-серии, N-серии и т.д. имеют еще меньшие пробеги. В сцинтилляторе характеристический квант испытывает фотопоглощение и передаёт свою энергию электронам, которые, в конечном счете, также теряют ее на возбуждение и ионизацию. Эти электроны, рожденные характеристическим излучением, назовём условно электронами П-го типа, а их энергию обозначим через Ец.
Часть энергии вторичных электронов 1-го и И-го типа преобразуется в сцинтилляторе в световое излучение с длиной волны 550 нм. Образованный в сцинтилляторе свет с помощью объектива передается на ПЗС-матрицу.
Обобщенная информация о взаимодействии кванта с энергией ЗОкэВ в сцинтилляторе CsI(Tl) сведена в таблицу 4.3.2.1, где приведены энергии образованных вторичных частиц и их пробеги.
На рис.4.3.2.2 показан энергетический спектр вторичных частиц, образованных квантами с энергией 0=30 кэВ. В верхней части рисунка представлен спектр электронов 1-го типа, в нижней - И-го типа. Расчет показал, что энергия вторичных электронов 1-го типа составляет 98,4% от энергии первичного кванта, и только 1,6% энергии приходится на долю вторичных электронов И-го типа.
Таким образом, при взаимодействии кванта с энергией 30 кэВ в материале сцинтиллятора CsI(Tl), большая часть его энергия поглощается и преобразуется в световые фотоны в окрестности точки фотопоглощения первичного рентгеновского кванта радиусом 8 мкм. Этот размер характеризует степень размытия изображения, формируемого в сцинтилляционной пластине при энергиях квантов ниже К-края фотопоглощения.
При взаимодействии в сцинтилляторе кванта с энергией 40 кэВ высока вероятность фотопоглощения на К-оболочке с последующим испусканием характеристического кванта К-серии. При таком взаимодействии образуются фотоэлектроны со средней энергией порядка 6 кэВ.
Если характеристический квант не рождается, а вместо него образуется Оже-электрон, то распределение поглощенной энергии вблизи точки взаимодействия будет иметь примерно такие же размеры, как и при поглощении кванта 30 кэВ. Однако вероятность образования Оже-электрона в этой ситуации мала.
В случае испускания характеристического кванта К-серии, распределение поглощенной энергии в пространстве существенно меняется. Характеристические кванты К-серии (их энергия составляет 30 кэВ) имеют средний пробег в сцинтилляторе 250 мкм. Таким образом, эти кванты уносят значительную долю энергии первичного кванта в среднем на расстояние 250 мкм от точки взаимодействия. Затем характеристический квант испытывает фотопоглощение и дальнейшая схема взаимодействий аналогична рассмотренной для кванта 30 кэВ.
Влияние вторичного характеристического излучения при взаимодействии рентгеновских квантов с материалом монокристалла
Все полученные в ходе работы теоретические оценки и модели были подтверждены экспериментально. В частности, можно утверждать, что результаты оценки DQE, полученные двум представленным методикам, хорошо согласуются между собой. Данные методики были использованы для оценки DQE системы для регистрации синхротронного излучения, в которой требовалась высокая чувствительность к излучению и возможность регистрировать низкоэнергетические кванты.
Представленный в работе метод обработки изображений показал свою эффективность практически для всех типов рассмотренных в работе цифровых систем. Его применение позволяет существенно расширить диагностические качества рентгеновских интроскопов и, соответственно, повысить достоверность результата рентгеновского исследования.
Полученные с использованием СИ изображения свидетельствуют о высоком уровне исполнения созданной детектирующей системы и позволяют говорить о перспективах использования такого типа систем для исследования биологических объектов, в частности для решения задачи маммографии.
Полученные результаты по пространственному разрешению системы на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица являются весьма высокими. Величина разрешения в 25 пл/мм намного превышает значения разрешения для большинства современных цифровых систем регистрации рентгеновских изображений (как правило, не более 10 пл/мм). Для обоснования этого факта в работе была предпринята попытка оценки предельного пространственного разрешения детектирующих систем на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица. В результате можно констатировать: такое высокое пространственное разрешение удалось получить исключительно благодаря использованию монокристаллического сцинтиллятора, ПЗС-матрицы с низким уровнем шумов, который обеспечивался наличием термоэлектрического охлаждения ПЗС-матрицы до -50С, а также подбором оптимального напряжения на рентгеновской трубке. Именно это сочетание позволило добиться пространственного разрешения 25 пар линий/мм.
Создание усилителя рентгеновского изображения показало, что использование цифровой ПЗС-камеры высокого разрешения с прогрессивной разверткой и высокой частотой обновления кадров, а также мощного компьютера для обработки и представления вводимого изображения позволяет реализовывать рентгеновскую скопию для медицинских целей с высоким качеством изображения.
Внедрение системы для контроля остаточной толщины стенок стальных труб на нескольких нефтегазодобывающих предприятиях России показало ее высокую надежность и неплохую производительность. Особенно стоит отметить, что данная система позволяет контролировать трубы с плохим качеством поверхности, которое не позволяет использовать более быстрый ультразвуковой метод контроля. Ниже представлены основные результаты диссертационной работы: Изучены различные методы получения теневых рентгеновских изображений и проведён их сравнительный анализ. Показано, что системы на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица обладают значительными преимуществами. Для детекторов рентгеновских изображений на основе ПЗС -матрицы разработаны две независимые методики оценки квантовой эффективности детектирования (DQE), основанные на использовании источника гамма-квантов Ат-241. Разработана детектирующая система с высокой чувствительностью в целях медицинской диагностики для регистрации синхротронного излучения. Создана детектирующая система с пространственным разрешением не менее 25 пар линий/мм. Для монокристаллических люминофоров проведено математическое моделирование процесса формирования изображения и сделаны оценки значений предельного пространственного разрешения для различных типов люминофоров. Разработан метод обработки рентгеновских изображений, основанного на нормировке и фильтрации изображения, который был успешно внедрен в различные системы для медицинской и промышленной рентгеновской интроскопии.
Получение изображений с высоким разрешением на детектирующей системе с монокристаллическим сцинтиллятором
Для оценки пространственного разрешения были изготовлены специальные эталоны из вольфрамовых проволок диаметром 20 мкм (25 пар линий/мм - эталон W-20) и 50 мкм (10 пар линий/мм - эталон W-50). Расстояния между проволоками эталонов равны диаметру проволок. При измерениях проволочные эталоны располагались непосредственно на поверхности входного поля сцинтиллятора. Эффективная энергия рентгеновских квантов при данном эксперименте - около 27 кэВ.
На рис.5.3.2 и 5.3.3 показаны теневые изображения эталонов W-50 и W-20 соответственно, а также профили изображений проволок вдоль направления X. представлен на рис.5.3.4. Видно, что 50 пар линий «почти» разрешаются. Можно констатировать, что есть предпосылки для получения качественного изображения на этой пространственной частоте. Для подтверждения представленных выше результатов теоретического анализа были проведены эксперименты с использованием детектирующей системы с охлаждаемой ПЗС-камерой фирмы Andor DV-434, которая описана в 3.2. Геометрия измерений - аналогичная представленной на рис.5.3.1. В качестве сцинтилдяторов использовались монокристаллы CsI(Tl) толщиной 5.5 мм и BGO толщиной 4 мм. Для подтверждения теоретических оценок, были получены теневые изображения для следующих комбинаций сцинтилляторов и энергий: а) Сцинтиллятор CsI(TI), анодное напряжение рентгеновской трубки Ua = 35 kV, без дополнительного фильтра. б) Сцинтиллятор CsI(Tl), анодное напряжение рентгеновской трубки Ua = 70 kV, пучок с дополнительной фильтрацией 10 мм А1. в) Сцинтиллятор BGO, анодное напряжение рентгеновской трубки Ua = 70 kV, без дополнительного фильтра. Для количественной оценки полученных изображений ниже представлены профили сигнала в перпендикулярном проволочному эталону W-20 направлении X (см. рис.5.3.1а). На рис.5.4.1-(а,б,в) показаны профили соответствующих изображений со спектрами падающего на сцинтиллятор рентгеновского излучения, вид которых зависит от величины анодного напряжения и толщины алюминиевого фильтра. Заштрихованные области определяют ту часть спектра, в которой энергия квантов выше уровня К-края фотопоглощения для применяемого сцинтиллятора. сцинтиллятор CsI(Tl) излучения.(иа = 35 кВ, без дополнительного фильтра).
Показательными являются рис.5.4.1-а и 5.4.1-6 из которых видно, что при анодном напряжении Ua=35 кэВ, практически, все кванты рентгеновского излучения по энергетическому признаку находятся ниже К-края фотопоглощения и поэтому изображение эталона является контрастным. С увеличением анодного напряжения до 70кВ и применением дополнительного алюминиевого фильтра (10мм) изменяется спектр падающего излучения так, что теперь большая часть квантов имеют энергии выше К-края фотопоглощения, а это приводит к существенному уменьшению контраста изображения (рис.5.3.1-6). Однако, если при этом анодном напряжении (т.е. иа=70кВ) поменять сцинтиллятор на BGO, у которого К-край поглощения приходится на 90кэВ, то в этом случае не будет формироваться характеристическое излучение К-серии, что снова улучшает качество изображения (рис.5.3.1-в). Таким образом, эти экспериментальные результаты подтверждают полученные теоретические выводы о влиянии характеристического излучения на формируемое в сцинтилляторах изображение.
