Сфера применения цифровых технологий в медицинской рентгенотехнике и их фундаментальные ограничения Текст научной статьи по специальности «Прочие технологии»

УДК 616-073.75:681.32

А. И. Мазуров, канд. техн. наук, НИПК «Электрон»

Сфера применения цифровых технологий в медицинской рентгенотехнике и их фундаментальные ограничения

Ключевые слова: цифровые технологии, рентгенотехника, плоскопанельные детекторы, детекторы на ПЗС-матрицах, фотостимулирующий рентгеновский экран, фундаментальные ограничения в рентгенотехнике, рентгеновское излучение

Рассмотрены области применения детекторов рентгеновских изображений, построенных по разным цифровым технологиям. Показано, что в настоящее время для российских клиник в общей рентгенологии оптимальными по потребительским свойствам являются детекторы, построенные по схеме «рентгеновский экран — объектив — ПЗС-матрица» и указаны их фундаментальные ограничения по чувствительности, пространственной и градационной разрешающим способностям.

Эксплуатация рентгеновских цифровых аппаратов в клиниках убедительно доказала превосходство цифровых технологий над пленочными. Сопоставительный анализ пленочной и цифровых технологий показал, что эти превосходства обусловлены главным образом тем, что в них функции детектирования рентгеновского изображения, его обработки, визуализации и хранения выполняются разными устройствами (в отличие от пленки), что позволяет их оптимизировать независимо друг от друга. Так, выделение процесса детектирования в самостоятельный функциональный узел породило целую гамму технологий построения детекторов рентгеновских изображений. Эти технологии подробно описаны в целом ряде работ, например [1, 2].

Однако ни в одной из этих работ не приведен сравнительный анализ указанных технологий с технико-экономической точки зрения и сферы их применения. Вместе с тем история эволюции аналоговых рентгенотеле-визионных систем для рентгеноскопии показала, что не все технологии, возникшие в начале становления этого технического направления, выжили. Не выдержали технико-экономической конкуренции усилители рентгеновских изображений (УРИ) с детекторами «рентгеновский экран — оптический узел — передающая телевизионная трубка», «рентгеновский экран — объектив — электронно-оптический преобразователь — объектив — передающая телевизионная трубка», «рентгеновский видикон». Остались и продолжают изготавливаться и эксплуатироваться УРИ на рентгеновских электронно-оптических преобразователях (РЭОПах) [3].

Можно предположить, что то же произойдет и с цифровыми технологиями рентгеновских детекторов и каждый из них займет свою область применения. Цель дан-

ной статьи как раз и состоит в выявлении сильных и слабых сторон существующих цифровых технологий детекторов рентгеновских изображений для общей рентгенологии и оценке фундаментальных ограничений цифровой рентгенотехники.

В связи с истощением мировых запасов серебра и удорожанием рентгеновской пленки, которая содержит от 5 до 10 г серебра на 1 м2, в 70-х годах прошлого века начались поиски альтернативных методов получения рентгенограмм. Группа ученых США во главе с Нудель-маном начала исследования возможностей создания цифровых аппаратов на базе РЭОПов, телевизионных систем и компьютеров. В результате этих исследований была убедительно доказана возможность создания отделений цифровой рентгенологии, работающих полностью по беспленочной и безбумажной технологии и обоснована их экономическая эффективность [4].

С этих пор многие фирмы, занимающиеся рентгенотехникой, начали исследования в области цифровых аппаратов, в результате которых кроме РЭОПов появился целый ряд детекторов рентгеновских изображений и на их основе организован промышленный выпуск цифровых систем. Эти исследования не закончены, и в настоящее время разработкой цифровых детекторов занимаются десятки фирм.

Детекторы на рентгеновских

электронно-оптических

преобразователях

Как уже указывалось, детекторы с РЭОПами вытеснили из рентгеноскопии все другие типы детекторов, которые не смогли сравняться с ними по квантовой эффективности и, следовательно, чувствительности. В приемниках с РЭОПами при правильном выборе оптики и телевизионной камеры квантовая эффективность на низких пространственных частотах ограничивается только неполным поглощением рентгеновского излучения во входном экране РЭОПа. Например, в серии усилителей фирмы НИПК «Электрон» с рабочими полями от 215 до 360 мм и ПЗС-матрицами форматом 512 х 512, 1024 х 1024 и 2048 х 2048 пикселов квантовая эффективность составляет от 0,5 до 0,7 в зависимости от

21

Лучевая диагностика

УРИ и режима просвечивания. Необходимо отметить, что в УРИ на РЭОПах имеет место многоступенчатый процесс преобразования рентгеновского изображения в видеосигнал. Рентгеновские кванты преобразуются рентгеновским экраном в световые фотоны, фотоны — фотокатодом в электроны; электроны переносятся электронной оптикой на выходной экран, на выходном экране электроны рождают световые фотоны, которые объективом переносятся на фотоэлектронный преобразователь (ПЗС- или КМОП-матрицу). На каждой ступени имеет место ослабление верхних пространственных частот. Это резко ухудшает суммарную контрастно-частотную характеристику приемника на высоких пространственных частотах и, следовательно, квантовую эффективность на этих частотах. Инерционность приемников с РЭОПами определяется типом преобразователя свет-сигнал, и при использовании безынерционных ПЗС временна'я разрешающая способность (число кадров в секунду) определяется только возможностями считывающих устройств.

С разработкой в 80-х годах цифровых запоминающих устройств УРИ с РЭОПами частично взяли на себя функции рентгенографических приемников, так как смогли работать в режиме стоп-кадра.

Здесь следует отметить, что РЭОПы разрабатывались для нужд рентгеноскопии, главное требование которой, учитывая длительность просвечивания (до 5 мин), — максимальное снижение лучевой нагрузки (0,020,04 мкГр/кадр) на пациента при получении удовлетворительного качества изображения движущихся органов. Поэтому в РЭОПе коэффициент усиления достигает 105 раз. При разработке приемников для цифровой рентгенографии необходимо обеспечить высококачественное изображение неподвижного или движущегося органа (не хуже качества рентгенограммы) по возможности при дозах на один кадр, не превышающих дозы на один снимок в пленочной рентгенографии (2,217,6 мкГр). Поэтому такого большого усиления в РЭОПе при рентгенографии не требуется. Совмещение требований рентгеноскопии и рентгенографии в одном приемнике требует от него очень широкого динамического диапазона. В аппаратах с РЭОПами при выполнении цифрового снимка эта проблема решается уменьшением относительного отверстия объектива с помощью автоматической диафрагмы.

Таким образом, цифровой приемник на базе РЭОПа может быть универсальным, т. е. работать в режиме как рентгеноскопии, так и рентгенографии. Однако у него имеется целый ряд существенных недостатков. Вследствие ограничения рабочего поля до диаметра 360 мм цифровые комплексы на РЭОПах не решают проблем рентгенологии при исследовании крупногабаритных органов. Известны попытки преодолеть это ограничение.

Так, фирма «Siemens» разработала РЭОП диаметром 570 мм. Однако из-за технологических трудностей изготовления РЭОПов таких диаметров и, следовательно, их дороговизны они были сняты с производства. Фирма «Спектр-АП» предложила решение проблемы требуемого рабочего поля аппарата на РЭОПе последова-

тельным позиционированием РЭОПа меньшего диаметра в четырех квадрантах рабочего поля. Это решение нашло применение в флюорографах фирмы «Спектр-АП» [2]. Перспективность такого решения проблематична. Дело в том, что изображение каждого квадранта фиксируется в разные моменты времени и, следовательно, метод малопригоден для исследования движущихся органов. Необходимость высокоточного позиционирования при механическом перемещении детектора в сильной степени усложняет конструкцию. РЭОПы из-за сложности, разнородности и гибридности конструкции всегда останутся приборами с ограниченными рабочим полем и долговечностью. РЭОПы полностью не совместимы с современной микроэлектроникой: большие габаритные размеры и масса, высоковольтное питание до 30 кВ, необходимость экранировки от магнитных полей (в том числе Земли), необходимость обезгаживания после длительного перерыва в работе. Поэтому детекторы по схеме «РЭОП—объектив—ПЗС» востребованы только в настоящий переходный период, поскольку удовлетворяют нужды как рентгеноскопии с возможностью прицельных цифровых снимков, так и рентгенографии. С решением проблемы универсального приемника на базе плоской панели или детектора «экран — объектив — твердотельный преобразователь свет-сигнал» эта технология построения детекторов будет замещена.

Приемники с запоминающим фотостимулирующим рентгеновским экраном

Приемники с запоминающим фотостимулирующим рентгеновским экраном (экраном с памятью) были первыми среди детекторов, которые фирма «Fuji PhotoFilm» (Япония) разработала специально для цифровой рентгенографии. Эта технология получила название «компьютерная рентгенография» («CR-технология»). Принцип работы приемников, разработанных по этой технологии, широко освещен в литературе [1, 2]. Детектор изображения представляет собой гибкую пластину, покрытую люминофором. Рентгеновское теневое изображение поглощается этим люминофором, в котором образуется скрытое изображение. При сканировании экрана узким пучком лазера такое изображение визуализируется. В настоящее время это самая распространенная технология. Главным достоинством цифрового преобразования на основе стимулированных люминофоров является возможность его применения в пленочных рентгеновских аппаратах без какой-либо их переделки, если в рентгеновском отделении имеется считывающее устройство. CR-технология имеет большинство преимуществ рентгенографических цифровых технологий. Уменьшение ее роли на рынке рентгеновских аппаратов в будущем возможно только из-за более низкой производительности и принципиальной невозможности работать в режиме рентгеноскопии.

Плоские панели на основе аморфного селена

Разновидностями плоских цифровых приемников являются матрицы тонкопленочных транзисторов, покрытых аморфным селеном. Эти детекторы обладают высокой разрешающей способностью, так как в них отсутствует многоступенчатый процесс преобразования рентгеновского изображения в видеосигнал, как это имеет место в РЭОПах. Здесь существуют только две ступени: рентгеновские кванты преобразуются в потенциальный рельеф электрических зарядов, а потенциальный рельеф — в видеосигнал. Эти панели составляют конкуренцию плоским панелям с игольчатым цезий-йодным экраном и матрицей кремниевых фотодиодов. Но, по мнению автора, в общей рентгенологии они не выдержат конкуренции по следующим причинам.

Как известно, в матрице на аморфном селене преобразование рентгеновского изображения в скрытое (зарядовое) основано на фотопроводящих свойствах селена. При этом чувствительность детектора определяется главным образом коэффициентом поглощения рентгеновского излучения слоем, значением нейтрализованного поверхностного заряда на единицу поглощенной энергии и эффективностью коммутации скрытого изображения. При одинаковой толщине поглощение в пластине аморфного селена меньше, чем в игольчатом экране Св1(Т!) и быстро падает с ростом энергии квантов. Лишь около 15 % образовавшихся под действием рентгеновского излучения электронов формирует потенциальный рельеф, в то время как в матрице с экраном Сб1(Т!) коэффициент сбора светового потока на фотодиоды не менее 0,3. В результате квантовая эффективность детектора на селене меньше, чем приемника с экраном Сб1(Т!). Это различие резко возрастает при увеличении напряжения на рентгеновской трубке. Кроме того, зарядка селенового слоя требует высокого напряжения (киловольты), что не совместимо с современной микроэлектроникой. Эти детекторы могут получить широкое применение при относительно низких напряжениях на рентгеновской трубке, например в маммографии. Здесь эта технология имеет много преимуществ из-за малого числа ступеней преобразования сигнала изображения и, вероятно, займет одно из первых мест.

Плоские панели на основе аморфного кремния и детекторы «экран—объектив—ПЗС-матрица»

Сравнительный анализ плоских панелей с игольчатым цезий-йодным экраном, совмещенным с матрицей кремниевых фотодиодов, и детекторов с переносом изображения объективом с рентгеновского экрана на ПЗС-матрицу рассмотрен в статье [6]. Изучение прохождения сигнала и шума через эти детекторы показывает, что они состоят из одинаковых функциональных узлов: экрана, узла переноса изображения на фотоприемник и фотоприемника. Непосредственный контакт экрана и

фотоприемника в плоских панелях исключает объектив, что существенно увеличивает сбор светового потока на фотоприемник, уменьшает габаритные размеры и массу приемника, но порождает целый ряд проблем [6]. Главные из них: создание матрицы фотоприемников такого же размера, как экран, радиационная стойкость фотоприемников, теплоустойчивость и ударопрочность плоской герметичной конструкции, надежность и долговечность, ремонтопригодность, стоимость. Таким образом, цена за отказ от оптики слишком велика. Вне всякого сомнения, что по мере совершенствования технологии плоских панелей эти проблемы будут решены. Но в настоящее время этих проблем практически не существует для технологии съемки изображения с экрана на ПЗС-матрицу. Доступная фирмам, которые имеют средний научно-технический потенциал, эта технология позволяет из рентгеновских экранов, объективов и ПЗС-матриц, являющихся продуктами широко развитой индустрии, разрабатывать детекторы под конкретную область применения при достаточно низкой их стоимости.

Основным недостатком технологии являются потери света при переносе изображения с экрана на ПЗС-матрицу (более 99 %), которые определяют низкую квантовую эффективность детекторов (не более 0,4).

Однако квантовая эффективность детектора является только одним из целого ряда параметров рентгеновского аппарата, которые определяют полученную пациентом дозу. Более полно чувствительность рентгеновского аппарата можно характеризовать обобщенным квантовым выходом не приемника, а аппарата в целом, как это принято в астрономии [6]. В этом случае необходимо рассматривать квантовую эффективность всего аппарата в целом в реальных условиях его работы, поскольку зашумленность изображения на мониторе определяется как звеньями, формирующими изображение, так и шумами приемника. Известно, что на качество изображения на мониторе сильное влияние оказывают размер фокусного пятна рентгеновской трубки и рассеянное излучение. Этот подход позволяет определить, какой из сравниваемых аппаратов может обеспечить требуемое качество изображения при меньшей дозе облучения. В случае определения обобщенного квантового выхода шумы изображения на входе определяются статистическими флуктуациями потока излучения, формирующего полезное изображение, а зашумленность изображения на выходе — всеми источниками шумов, независимо от их природы. При таком подходе влияние на чувствительность высокой квантовой эффективности собственно приемника может быть сведено к минимуму, если неоптимально выбраны параметры других звеньев (например, эффективность растра или размер фокусного пятна рентгеновской трубки).

Действительно, дисперсия сигнала малоконтрастной детали на выходе плоских панелей и приемников с ПЗС

D К ) =

(1 + 8)

( 1 -а 1 + -

эф1

а

эф1

1 — _Л

1 1 — ао

+_—1—+ _ 3

_эф1_эф2

+а

(1)

2!

Лучевая диагностика

где Цф — фоновый сигнал, при котором обнаруживается малоконтрастная деталь; 5 — отношение вторичного (рассеянного) излучения к первичному; а2 — суммарный коэффициент преобразования сигнала; а^ — эффективный коэффициент поглощения рентгеновских лучей в экране; аэф2 — коэффициент преобразования рентгеновского фотона в световые фотоны; а3 — суммарный коэффициент сбора фотонов на фотопреобразователь и преобразования световых фотонов в электроны; Оа — аддитивный шум фотопреобразователя.

Из соотношения (1) можно сделать следующий вывод: рассеянное излучение вносит существенный вклад в шум видеосигнала, поэтому его подавление в цифровых аппаратах является обязательным.

Чтобы шумы детектора «экран — объектив —ПЗС-матрица» не превышали шумы плоскопанельного детектора, необходимо обеспечить неравенство >>1. Современные экраны, светосильная оптика и ПЗС-матри-цы с высоким квантовым выходом обеспечивают это неравенство.

Таким образом, за технологией плоских панелей остаются преимущества малых габаритных размеров и массы, что позволяет их использовать не только в стационарных аппаратах, но также в переносных и передвижных аппаратах. Детекторы с ПЗС-матрицей не имеют такой возможности. Зато у них более низкая цена, они ремонтопригодны в условиях клиники и имеют возможность оперативной замены компонентов для адаптации параметров детектора к конкретным условиям применения.

В настоящее время преимущества детекторов на ПЗС-матрицах для российских клиник более предпочтительны. Поэтому НИПК «Электрон» сегодня использует в своих разработках именно эту технологию.

Фундаментальные ограничения

Все рассмотренные технологии имеют одинаковые фундаментальные ограничения как по чувствительности, так и по качеству изображения (пространственной, временно'й и градационной разрешающим способностям). Эти ограничения обусловлены квантовой природой рентгеновского излучения, дискретным характером формирования матрицы изображения и подвижностью исследуемых органов. Перечислим эти ограничения.

Информация, которую несет изображение, полученное при конечной дозе рентгеновского излучения, ограничена дискретностью рентгеновских фотонов и хаотическим характером их распределения в пространстве и во времени.

Предельные возможности снижения дозы можно оценить, используя широко известное соотношение А. Роуза для идеального приемника, характеристики которого ограничиваются фотонным шумом:

2¥ 2

Лп = ^ =

2Т 2

АБК2 ААХАУК2'

где Дп — доза на входе приемника;

(2)

пороговое

обнаружения детали площадью Б = АХАУ с контрастом К на равномерном фоне, созданном этой дозой; А — пересчетный коэффициент, зависящий от энергетического спектра рентгеновских фотонов.

Исходя из (2), можно определить дозу Д на входе фантома, заменяющего тело пациента однородным блоком ткани толщиной 7, внутри которого имеется воздушная полость площадью Б = АХАУ и толщиной А7:

2^2 V

Л = п е аэф7 = Л = АБК2® =

2Т2

ААХ АУЫ 2аэ2ф

'эф7

(3)

где аэф — эффективный коэффициент линейного ослабления.

В рассматриваемом случае оптимальная жесткость излучения будет, когда аэф = 2/7. Тогда соотношение (3) можно переписать в виде

Л = В

г2

АХ АУ 2

(4)

где В — константа, зависящая от энергетического спектра рентгеновских фотонов.

Из соотношения (4) следует, что необходимая доза обратно пропорциональна площади обнаруживаемой полости и обратно пропорциональна квадрату относительного размера неоднородности исследуемого объекта А7/7 (контраста объекта).

Это соотношение можно трактовать иначе. Если от аппарата требуется разрешающая способность во всех трех направлениях одинаковая (АХ =АУ =Аг), то минимальная доза, необходимая для визуализации детали объемом V = АХАУАг, обратно пропорциональна четвертой степени ее размера. При этом необходимая доза имеет квадратичную зависимость от толщины тела пациента.

Выше был рассмотрен идеализированный предельный случай двухградационного изображения. Для многоградационного однородного объекта, толщина которого изменяется в пределах от X. до X= оптималь-

ПП1П ГПал

ная жесткость рентгеновского излучения понижается в соответствии с выражением

9°пт Х_ - Х„-„

Х

ИпХм*-.

Лтт

(5)

Поэтому доза на входе тела пациента будет еще больше и, следовательно, соотношение (4) определяет тот предел дозы, ниже которого визуализация даже одиночной детали на равномерном фоне невозможна.

Возможности цифровых приемников по неискаженному восприятию спектра пространственных частот рентгеновского изображения принципиально ограничены частотой Найквиста

и = 1 ин = 2/ -

(6)

отношение сигнал/шум, определяющее вероятность

где / — размер пиксела, пересчитанный во входную плоскость приемника.

Все частоты входного изображения, которые выше ин, создают на изображении артефакты, и поэтому либо не должны формироваться во входном изображении,

либо должны быть подавлены до узла приемника, где осуществляется дискретизация изображения. Поэтому для неискаженной передачи мелких деталей исследуемых структур необходимо или увеличивать частоту Най-квиста, т. е. уменьшать размер пиксела, или передавать изображения исследуемых структур во входную плоскость приемника с таким увеличением, чтобы весь спектр пространственных частот лежал ниже частоты Найквиста. Уменьшение размера пиксела, как показано выше, ограничивает дозовая нагрузка на пациента, а передачу исследуемых органов с большим увеличением ограничивает малая мощность микрофокусных рентгеновских трубок. Ограничение на увеличение накладывает также требование визуализации всего исследуемого органа целиком или, как минимум, его части, где подозревается патология.

При функциональных исследованиях, а также в интервенционной рентгенологии, когда используется режим рентгеноскопии, существенное значение имеет временна'я разрешающая способность, которая определяется как инерционностью звеньев аппарата, так и числом информационных кадров, передаваемых в секунду. До появления цифровых приемников необходимое число кадров при рентгеноскопии с УРИ определялось критической частотой слияния мельканий в зрительном анализаторе (25-30 кадров в секунду). Рентгеновская трубка работала в непрерывном режиме, что определяло высокую лучевую нагрузку на пациента. В цифровых системах в целях уменьшения лучевой нагрузки частоту информационных кадров можно согласовать с подвижностью исследуемых органов, используя просвечивание короткими импульсами, которые исключают динамическую нерезкость. Предел снижения частоты передаваемых кадров связан с возникновением эффекта разрыва изображения при передаче подвижных органов. Впечатление слитности движущегося органа возникаетот последовательного восприятия отдельных кадров, если смещение органа в пространстве не превышает критического значения. Чтобы возникло впечатление движения без разрывов, необходимо отождествление движущегося объекта в последовательных фазах. Число информационных кадров п в секунду рассчитывается по допустимому смещению движущегося органа и его скорости V:

п = V

(7)

Более точно, чем по соотношению (6), необходимое число кадров можно определить по спектру временных частот, который содержится в изображении. Подробно это рассмотрено в работе [7].

Опыт эксплуатации УРИ с импульсным просвечиванием показал, что при работе (по умолчанию) с частотой 7 информативных кадров в секунду и заполнении промежутков предыдущими кадрами до частоты 30 кадр/с более 80 % рентгенологов не замечали подмены непрерывного просвечивания импульсным. Это заключение не относится к исследованию сердечно-сосудистой системы.

Следовательно, фундаментальное ограничение минимального количества информационных кадров определяется подвижностью исследуемых органов.

В соответствии с флуктуационной теорией [13] число квантов на элементе изображения ц и соответствующая ему градация связаны соотношением

т = 2£.

\1 V V п

(8)

С учетом (8) соотношение для числа градаций в рентгеновском изображении на входе приемника за объектом в диапазоне изменения значения сигнала перед приемником от ц. до ц приобретает вид

цГ ((тах — ТМ- тип

(9)

Только идеальный цифровой приемник, который не вносит собственных шумов и не ограничивает динамический диапазон цт,п/ цтах, может визуализировать это количество градаций при условии, что число уровней квантования видеосигнала достаточно для передачи всехтградаций.

Таким образом, существуют фундаментальные ограничения чувствительности, а также пространственной, временно'й и градационной разрешающих способностей цифровых рентгеновских аппаратов.

Минимальная лучевая нагрузка на пациента определяется размерами объема неоднородности, которую необходимо обнаружить, и толщиной тела пациента в просвечиваемой области. Пространственная разрешающая способность ограничивается размерами пиксела приемника и допустимым геометрическим увеличением области интереса. Минимальное число информативных кадров, которое необходимо формировать при цифровой рентгеноскопии, зависит от подвижности исследуемого органа. Наконец, число градаций плотности, которые потенциально можно обнаружить в изображении, лимитируется шумами входного рентгеновского потока.

I Л и т е р а т у р а I

1. Основы рентгенодиагностической техники/Под ред. Н. Н. Блинова. М.: Медицина, 2002.

2. Зеликман М. И. Цифровые системы в медицинской рентгенодиагностике. М.: Медицина, 2007.

3. Телевизионные методы обработки рентгеновских и гам-ма-изображений/Н. Н. Блинов, Е. М. Жуков, Э. Б. Козловский, А. И. Мазуров. М.: Энергоиздат, 1982.

4. Нудельман С. И. [и др.] Электронно-оптическая цифровая рентгенография. ТИИЭР, 1982, т. 70. С. 14-48.

5. О двух технологиях построения цифровых приемников рентгеновских изображений/А. А. Борисов, Ю. А. Вейп, А. И. Мазуров, М. Б. Элинсон//Мед. техника. 2006, № 5. С.7-10.

6. Телевизионная астрономия/А. Н. Абраменко, Е. С. Агапов, В. Ф. Анисимов [и др.]//М.: Наука, 1983. С. 272.

7. Игнатьев Н. К. Дискретизация и ее приложения. М.: Связь, 1980.