CC BY
82
ЦИФРОВОЙ СЦИНТИЛЛЯЦИОННЫЙ ДЕТЕКТОР ДЛЯ МЕДИЦИНСКОЙ РЕНТГЕНОВСКОЙ ДИАГНОСТИКИ С ВЫСОКИМ ПРОСТРАНСТВЕННЫМ РАЗРЕШЕНИЕМ
А.ДБеляев(Ье1уаеу@срслпгмс.ги), С.М.Игнатов*, В.Г.Недорезов(vladг^mг^r@cpc.гnr.ac.ru), В.Н.Потапов*, Н.В.Руднев, А.А.Туринге Институт ядерных исследований РАН *РНЦ «Курчатовский Институт»
Разработан цифровой рентгеновский аппарат на основе ПЗС-матриц и сцинтилляционных экранов, позволяющий получать изображения объектов большой площади с высоким пространственным разрешением (до 30 мкм). Размер чувствительной области определяется количеством одновременно используемых матриц с общим сцинтилляционным экраном. В настоящей работе использовались 9 матриц типа VS-CTT-249 с числом пикселей 740 х 580. и, соответственно, 9 объективов типа "Computar". Альтернативный вариант с одной многопиксельной матрицей стоит на порядок дороже и требует очень сложной и дорогой оптики, что является немаловажным фактором. При этом модульная конструкция позволяет создавать детекторы достаточно сложной геометрической конфигурации (квадратные, прямоугольные и др.) в зависимости от конкретных требований при получении снимков. Возникающая при этом проблема сшивки изображений в одно целое достаточно надежно решена с использованием современных математических методов. Разработанный прибор может быть использован в медицинской диагностике, когда требуется высокий контраст на большой площади, например, для маммографических исследований, денситометрии, в качестве центратора для протонной терапии, на установках с использованием синхротронного излучения и др..
Схема одноканального цифрового прибора показана на рис.1.
Сцинтилляционный
экран Пзс матрица Компьютер
Объект Объект
исследования
Рис.1. Схема одноканального цифрового прибора
В работе [1] было показано, что для получения изображений высокого качества необходимо соблюдение нескольких условий проведения съемки. Во-первых, энергия рентгеновского облучения должна быть выбрана оптимальной в зависимости от средней плотности объекта. Во-вторых, в зависимости от этой энергии должен быть подобран материал сцинтиллятора, используемого в качестве экрана. Наилучший контраст достигается в случае, когда энергия рентгеновского излучения лежит чуть ниже К - края поглощения в этом материале. В-третьих, размер объекта съемки не должен более чем в три раза превышать площадь матрицы. При этом толщина экрана может быть достаточно большой (несколько мм), чтобы обеспечить эффективное поглощение рентгеновских квантов без ухудшения пространственного разрешения.
Многоматричная камера представляет собой комбинацию из одноматричных камер, принцип действия которых описан выше. В настоящее время изготовлен опытный образец прибора из девяти ПЗС - матриц, которые дают снимок одновременно. При этом все параметры, достигнутые в одноканальном варианте,
практически сохраняются, но площадь объекта съемки увеличена до 100 Конструкция 9-матричного прибора показана на рис 2.
см
Рис. 2. 9-ти канальная камера с 9-ю ПЗС-матрицами, 9-ю объективами и общим сцинтилляционным экраном
В настоящем приборе использовались ПЗС -матрицы типа VS-CTT-249 с рабочей площадью 740 * 580 пикселей каждая, размером последних 8,6 * 8,3 мкм2. Габариты прибора: 200 * 160 * 160 мм3, вес - 3,5 кГ. Диапазон усиления до 35 дБ. Стандартный набор инструментов для работы с ПЗС (регистры обнуления, чтения, буферизации и т.д.) размещены в задней части камеры с принудительным воздушным охлаждением. Скорость передачи данных из камеры в контроллер - 18,5 Мб/с. Оптическая система собрана на основе 9 объективов "Computar" (f/D=12/0,8) c индивидуальными механизмами подстройки фокуса и направления оптической оси относительно экрана. Расстояние от экрана до входной поверхности объектива равно 56 мм. Расстояние между оптическими осями объективов составляет (как по горизонтали, так и вертикали) 34 мм. Для подстройки оптических осей использована сетка из Al(Be) диаметром 50 мкм, намотанная на рамку размером 105*105 мм2,с шагом 2 мм), которая помещалась на место экрана. Подстройка велась в отраженном видимом свете так, чтобы каждый объектив видел участок объекта 36 * 36 мм2, т.е. с перекрытием соседних участков не менее 1 мм.
Выбор сцинтилляционного экрана (в настоящей работе - CsJ(Tl) толщиной 6 мм) определялся требованием получения высокой эффективности регистрации фотонов и, соответственно, малой дозы облучения.
Информация в виде девяти отдельных рисунков сохранялась в файлах, которые затем подвергались обработке (сшивка, устранение аберраций, масштабирование и др.). Для совмещения изображений, полученных 9-ю камерами, на одном снимке, использовалась следующая процедура. Вначале был сделан снимок проволочного шаблона, состоящего из медных нитей (диаметр 50 мкм, шаг намотки 2 мм по обеим координатам) и вольфрамовых нитей (диаметр 80 мкм, расстояние между нитями 34 мм). Перекрестия вольфрамовых нитей использовались как реперные точки для последующего совмещения изображений. образованные двумя парами вольфрамовых проволок толщиной 80 мкм. Любое перекрестие было видно четырьмя соседними камерами (см. рис. 3).
Рис.3. Рентгеновские изобра-жения 9 частей проволочной сетки. Тонкие линии соответствуют медным проволочкам, диаметром 50 мкм, толстые - вольфрамовым, диаметром 80 мкм.
Компьютерная программа определяла положения нитей на каждом из девяти изображений и переводила их посредством сдвига в отрезки прямых с постоянным шагом, равным среднему расстоянию между четырьмя парами соседних линий в центральных частях изображений, усреднённому по всем изображениям. Согласно измерениям, расстояние между соседними рядами медной проволоки вдоль оси х было 30 пикселей, вдоль оси у - 31 пиксель. Части изображений между изображений проволок сдвигались по обеим координатам на расстояния, определяемые из сдвигов изображений проволок методом линейной интерполяции. Сдвиги каждой точки каждого изображения заносились в файл, используемый в дальнейшем для устранения геометрических аберраций.
Сшивка девяти изображений производилась путём совмещения четырёх реперных точек на верхней левой, верхней правой, нижней левой и нижней правой четвёрках соседних изображений, на каждой из которых была видна соответствующая реперная точка. При вычислении яркостей участков пересечений изображений разных камер производились коррекции на основе изображения, полученного при отсутствии исследуемого объекта - после корректировки на таком изображении должна быть равномерная засветка. Значения сдвигов осей камер друг относительно друга также заносились в файл и использовались в дальнейшем для сшивки изображений.
В качестве примера изображений объектов с использованием 9-матричной камеры на рис.4 приведено изображение лапы орла, имеющей сравнимые с экраном размеры.
Рис.4. Изображение лапы, полученное 9-канальной камерой на пучке синхротронного излучения (27кэВ) методом абсорбции (слева) и рефракции (справа).
Работа выполнена при поддержке РФФИ, грант 06-02-08087-офи
1. Н.К. Кононов, С.М.Игнатов, В.Н. Потапов, В.Г.Недорезов. Особенности механизма формирования теневого изображения в сцинтилляционных кристаллах, "Дефектоскопия 4 (2007) 3.
