Разработка методов получения и цифровой обработки рентгеновских изображений

Кононов, Николай Кириллович

Разработка методов получения и цифровой обработки рентгеновских изображений тема автореферата и диссертации по физике, 01.04.01 ВАК РФ

Кононов, Николай Кириллович АВТОР

кандидата физико-математических наук УЧЕНАЯ СТЕПЕНЬ

Москва МЕСТО ЗАЩИТЫ

2006 ГОД ЗАЩИТЫ

01.04.01 КОД ВАК РФ

Диссертация по физике на тему «Разработка методов получения и цифровой обработки рентгеновских изображений»

Автореферат диссертации на тему "Разработка методов получения и цифровой обработки рентгеновских изображений"

РОССИЙСКАЯ АКАДЕМИЯ НАУК ИНСТИТУТ ЯДЕРНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ

На правах рукописи

КОНОНОВ НИКОЛАЙ КИРИЛЛОВИЧ

РАЗРАБОТКА МЕТОДОВ ПОЛУЧЕНИЯ И ЦИФРОВОЙ ОБРАБОТКИ РЕНТГЕНОВСКИХ ИЗОБРАЖЕНИЙ

01.04.01 - приборы и методы экспериментальной физики

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата физико-математических наук

Москва-2006

003067047

РОССИЙСКАЯ АКАДЕМИЯ НАУК ИНСТИТУТ ЯДЕРНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ

На правах рукописи

КОНОНОВ НИКОЛАЙ КИРИЛЛОВИЧ

РАЗРАБОТКА МЕТОДОВ ПОЛУЧЕНИЯ И ЦИФРОВОЙ ОБРАБОТКИ РЕНТГЕНОВСКИХ ИЗОБРАЖЕНИЙ

01.04.01 - приборы и методы экспериментальной физики

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата физико-математических наук

Москва - 2006

Работа выполнена в лаборатории фотоядерных реакторов Института ядерных исследований РАН

Научный руководитель:

д.ф-м.н. В. Г. Недорезое, ИЯИ РАН.

Официальные оппоненты:

д.ф-м.н. С.В Акулиничев, ИЯИ РАН.

к.ф-м.н. В.В.Ломоносов,

РНЦ «Курчатовский институт».

Ведущая организация: НИИЯФ МГУ

Защита состоится 2007 200 года в часов на

заседании диссертационного совета Д 002.119.01 Института ядерных исследований РАН по адресу: 117312, г. Москва, проспект 60-летия Октября, 7а.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Института ядерных исследований РАН.

5. А 1.2007

Автореферат разослан « '>*• >г I. ь»»»_200 года.

Ученый секретарь

диссертационного совета Д 002.119.01 к.ф.-м.н.,

Б.А.Тулупов

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Работа посвящена разработке методов получения и цифровой обработки теневых рентгеновских изображений. Проведены теоретические и экспериментальные исследования характеристик различных созданных в работе детектирующих систем. Определены зависимости, которые позволяют эффективно оценивать возможности применения разрабатываемых детектирующих систем для различных задач рентгеновской интроскопии. Показано, что качество получаемых на цифровых детекторах изображений может быть улучшено за счет использования цифровых методов обработки. Поэтому значительная часть работы посвящена специализированному методу цифровой обработки получаемых изображений. Данный метод обработки позволяет повысить качество изображений и, соответственно, диагностические возможности рентгеновских интроскопов. В результате анализа и сравнения различных методов получения теневых рентгеновских изображений и проведения их сравнительного анализа, показано, что системы на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица являются оптимальными для целого ряда схем рентгеновского контроля. Такие системы получают в последнее время все более широкое распространение благодаря совершенствованию технологий в изготовлении ПЗС-матриц и, соответственно, улучшению их параметров. Схема на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица рассматривается в работе в наиболее полном объеме.

Актуальность работы

Актуальность работы обусловлена большим спросом в промышленной дефектоскопии, медицинской диагностике и в научных исследованиях на цифровые системы получения рентгеновских изображений. За последние два десятилетия произошел стремительный скачок развития цифровых технологий и компьютерной техники. Этот факт коренным образом изменил традиционные методы работы рентгеновских лабораторий. Наиболее значительные новшества, привнесенные цифровыми технологиями, представлены ниже:

1. Просмотр полученных снимков на компьютере позволяет выполнять целый ряд операций, которые были недоступны при просмотре рентгеновских пленок на негатоскопах.

2. Магнитные и оптические носители современных компьютеров позволяют хранить весьма большие объемы данных (большое количество снимков), при этом занимаемый ими объем незначителен.

3. При создании соответствующего программного обеспечения возможна организация специализированных баз данных для хранения снимков, что позволяет существенно улучшить работу рентгеновских лабораторий.

4. В некоторых случаях возможна полная автоматизация процесса рентгеновского контроля различных изделий (например, в промышленности) благодаря цифровым методам обработки данных.

Также необходимо отмстить, 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.

Основной целью работы явилось создание детектирующих систем 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:

1. Исследование различных методов получения теневых рентгеновских изображений и их сравнительный анализ.

2. Разработка методик оценки квантовой эффективности детектирования (0(}Е) для систем на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица.

3. Разработка системы регистрации на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица в целях получения изображений для

медицинской диагностики с использованием синхротронного излучения.

4. Разработка детектирующей системы на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица с высоким пространственным разрешением и математическое моделирование процесса формирования изображения в монокристаллическом сцинтил-ляторе, используемом в данной системе.

5. Разработка метода обработки теневых рентгеновских изображений, основанного на нормировке и фильтрации, и его внедрение в различные системы для медицинской и промышленной рентгеновской интроскопии.

Научная новшна диссертационной работы. Для детекторов рентгеновских изображений на основе Люминофор - объектив - ПЗС - матрица разработана методика оценки квантовой эффективности детектирования (0(^Е), основанная на использовашш источника гамма-квантов Аш-241. Разработана детектирующая система с высокой чувствительностью (которая была оценена с помощью двух указанных ранее методик оценки 0()Е), которая была впервые использована для целей медицинской диагностики на пучке Курчатовского источника синхротронного излучения. Для монокристаллических люминофоров проведено математическое моделирование процесса формирования изображения и сделаны оценки значений предельного пространственного разрешения для различных типов люминофоров.

Практическая значимость работы.

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».

Апробация работы.

журналах, а также 4 публикации по итогам научно-технических конференции.

Объем и структура диссертации.

Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения и списка цитируемой литературы. Диссертация изложена на 111 страницах, включая 63 рисунка, 9 таблиц и список литературы, который включает 79 наименований.

Основные положения, выносимые на защиту:

1. Были проанализированы различные методы получения теневых рентгеновских изображений. Показано, что современные системы на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица обладают определенными преимушествами благодаря своей универсатьности, гибкости и возможности получения высокого пространственного разрешешш при высокой чувствительности к излучению. Цифровые системы представляют большие возможности для решения различных практических задач благодаря специализированным математическим методам обработки данных.

2. Разработаны две методики оценки квантовой эффективности детектирования (DQE) для детектирующих систем на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица с использованием источника гамма-квантов Аш-241. Показано, что эти методики позволяет оперативно оценивать чувствительность разрабатываемых детектирующих систем.

3. Разработана детектирующая система на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица с высокой чувствительностью для получения изображений с использованием синхротронного излучения для медицинской диагностики.

4. Разработана детектирующая система с пространственным разрешением 25 пл/мм с использованием монокристаллических сцинтилляторов.

5. С помощью математического моделирования выявлены особенности формирования изображения в монокристаллических сцинтилляторах и сделаны оценки значений предельного пространственного разрешения для таких сцинтилляторов.

6. 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.

Личный вклад автора.

Все приведенные результаты получены либо самим автором, либо при его непосредственном участии. На всех этапах работ, описанных в диссертации, им формулировались направления исследований, проводились сами исследования, обработка и анализ полученных результатов с учетом новейших достижений в области проводимых исследований. Автором было создано программное обеспечение, обеспечивающее сбор, анализ и представление данных рентгеновских интроскопов.

КРАТКОЕ СОДЕРЖАНИЕ ДИССЕРТАЦИИ

Представленная работа специализирована в области рентгеновской интроскопии - т.е. задачи исследования внутренней структуры объектов без их разрушения с применением рентгеновского излучения.

В первой главе диссертации («Введение») описывается общая задача и основные цели настоящей работы. При разработке систем для рентгеновской интроскопии к ним выдвигаются определенные требования, которые перечислены в представленном списке.

высокое качество изображения, которое определяется во многом характеристиками детектирующей системы; производительность рентгеновского интроскопа; дозовая нагрузка на объект исследования и на персонал, проводящий рентгеновские обследования (рентгеновский контроль);

обеспечение функционирования системы при данных условиях контроля (например, при низкой температуре, вибрации, ограниченном пространстве).

правильный подбор напряжения и тока на рентгеновской трубке;

расчет и изготовление системы фильтров и коллиматоров; выбор детектирующей системы, ее параметров; использование специализированных методов для обработки регистрируемых изображений.

В значительной мере от выбранной разработчиком детектирующей системы зависит решение задачи интроскопии. Тип позицион-но-чувствительного детектора и его характеристики во многом определяют качество рентгенографического изображения, и, в конечном итоге, определяют возможность или невозможность осушествтгть исследование заданных объектов с нужным качеством и производительностью.

Во второй главе диссертации («Литературный обзор») приводятся области применения рентгеновских интроскопов, описываются основные характеристики цифровых систем регистрации рентгеновских изображений и проводится сравнительный анализ имеющихся на сегодняшний день цифровых детекторов. Показано, что одними из наиболее важных характеристик цифровых систем регистрации рентгеновских изображений являются:

- модуляционная передаточная функция (МТР);

- квантовая эффективность регистрации (БС^Е).

Б(ЗЕ - это величина, характеризующая эффективность передачи входного сигнала и шума на выход детектирующей системы. Приходящий на поверхность входного поля системы рентгеновский поток имеет квантовый шум, определяемый по закону Пуассона. На выходе системы, как правило, происходит относительное увеличение шума, т.к. в детекторе происходят многоступенчатые преобразования сигнала, вносящие дополнительные шумы. Б()Е определяется по формуле:

о>.

ЗКЯщ - отношение сигнал/шум на входе системы, а БКИ^ - на выходе.

Необходимо заметить, что чем ближе к единице величина 0()Е, тем меньшая поглощенная в объекте доза требуется для получения

рентгеновского изображения необходимого качества. Таким образом, для минимизации дозы, следует создавать систему со значением наиболее приближенным к единице.

Традиционно в качестве приемника излучения использовалась рентгеновская пленка, которая имеет весьма низкую чувствительность к излучению. По этой и другим причинам получение рентгеновских снимков на плёнке имеет ряд недостатков, которые можно преодолеть, используя цифровую систему регистрации рентгеновских изображений. В настоящее время преимущества применения цифровых систем становятся все более значительными, и они все чаще используются в медицинской рентгенодиагностике, в промышленных системах рентгеновского контроля и во многих других областях. Основные типы цифровых детектирующих систем, их преимущества и недостатки представлены во второй главе диссертации.

В конце литературного обзора представлена детектирующая система, основанная на использовании люминофора, объектива и ПЗС-матрицы. Схема такой системы представлена на рис. 1.

2 3 4 5

Рис 1. Детектирующая система на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица. 1 - источник рентг. излучения; 2 - объект исследования; 3 -люминофор; 4 - объектив; 5 - камера с ПЗС-матрицей

В этой системе теневое изображение, формируемое в люминофоре, с помощью объектива переносится на ПЗС-матрицу. Накапливаемый на ПЗС-матрице сигнал считывается, преобразовывается и с помощью внешнего интерфейса ПЗС-камеры передаётся в компьютер для дальнейшей обработки и представления. Показано,

что в связи с развитием полупроводниковых технологий, данные системы являются наиболее универсальными и могут применяться в самых различных областях. При использовании чувствительных ПЗС-матриц, данные системы имеют немалые преимущества перед другими видами детекторов, например, - возможность получения высокого значения БС)Е и высокого пространственного разрешения.

В 3-ей главе диссертации («Аппаратные средства, используемые в работе») представлены системы, которые разрабатывались и создавались в процессе работы. Для этих систем были осуществлены теоретические расчеты и на них проводились экспериментальные исследования, которые описаны в следующих главах. Эти системы представлены в следующем списке.

1. Система регистрации синхротронного излучения с высокой чувствительностью.

2. Детектирующая система с высоким пространственным разрешением.

3. Цифровой усилитель рентгеновского изображения для медицинской диагностики.

4. Система для контроля промышленных изделий, использующая метод двухпороговой оценки толщины просвечивания.

5. Система для ввода и цифровой обработки рентгеновских изображений, полученных на пленке.

В аппаратной части подробно описаны характеристики каждой из представленных систем, а также условия, при которых проводилась работа с этими системами.

В 4-ой главе диссертации («Теоретические оценки, моделирование и методы, используемые для детектирующих систем рентгеновского излучения») описаны результаты моделирования и математических расчетов, которые были выполнены в ходе написания диссертации. Предложены две независимые методики оценки величины БС^Е. Также представлены выявленные в результате моделирования особенности формирования изображения в монокристаллических сцинтилляторах. Показано влияние оптической системы на пространственное разрешение детектирующей системы.

В заключении теоретической части описывается разработанный метод обработки данных, получаемых с детектирующих систем, который позволяет существенно улучшить качество изображения, а, следовательно, и достоверность рентгеновского исследования.

В связи с тем, что имеющиеся в настоящее время методики определения величины 0(^Е для детектирующих систем имеют определенные ограничения и трудности в реализации, были разработаны две методики оценки величины 0()Е для нулевой пространственной частоты. Разработанные методики были применены для оценки Б<ЗЕ созданной детектирующей системы на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица.

Первая методика оценки величины квантовой эффективности детектирования основана на обработке экспериментальных данных статистическими методами

Суть данной методики - прямые измерения отношений сигнал/шум на входе и на выходе детектирующей системы с

241 л

использованием источника Аш с преимущественным выходом гамма-квантов 60 кэВ. Источник помещался в свинцовую защиту с узким коллиматором.

Поскольку входной поток гамма квантов подчиняется закону Пуассона, то квадрат отношения сигнал/шум на входе детектора может быть представлен следующим образом:

( М V Г лг\2

(МЩ2 =

N л/Й.

(2).

где N - количество гамма-квантов, падающее на входное поле детектирующей системы, ом - стандартное отклонение величины N.

Таким образом, квадрат отношения сигнал/шум на входе равен количеству гамма-квантов, падающих на входную поверхность цифровой детектирующей системы. Оно определялось экспериментально спектрометрическим способом.

Определение отношения сигнал/шум на выходе цифровой детектирующей системы проводились прямой статистической обработкой данных большого числа измерений. Накапливалось большое число измерений сигнала, вносимого источником в

рассматриваемую детектирующую систему. Далее рассчитывался средний суммарный сигнал, <А> и его стандартное отклонение оА за большое число измерений (количество измерений не менее 100).

Отношение сигнал/шум на выходе определялось таким образом:

°А (3).

Вторая методика оценки БС^Е основана на использовании аналитического выражения, полученного методами теории вероятности и математической статистики. Для анализа полученных значений величины квантовой эффективности детектирования, была создана математическая модель позиционно-чувствительного детектора на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица.

На рис 2. представлена цепочка преобразований, имеющая место в рассматриваемой детектирующей системе.

Люминофор

Объектив - ПЗС-матрица

г*.

N..

Рис.2. Цепочка преобразований в детектирующей системе, построенной на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица

Было получено следующее аналитическое выражение для величины 0()Е:

п„

V у

(4).

Здесь: - ко;

люминофора; - количество га

пе - количество электронов, образовавшихся в ячейке ПЗС-матрицы.

N7° - количество гамма-квантов, падающих на поверхность

1Ч7П - количество гамма-квантов, поглощенных в люминофоре;

Все используемые в данной формуле величины легко определяются экспериментально. Большое преимущество второй методики перед первой заключается в том, что она не требует большого числа измерений. Поэтому, она может быть использована для оперативной оценки величины квантовой эффективности детектирования рассматриваемой системы получения рентгеновских изображений.

Вторым подразделом теоретической части является исследование особенностей формирования изображений в монокристаллических сцинтилляторах. При экспериментах было выявлено, что при использовании в качестве сцинтиллятора монокристаллов СвЦП) или ВСО, возможно получение весьма высокого пространственного разрешения (более 20 пар линий на мм).

Для теоретического обоснования полученного экспериментальным образом высокого пространственного разрешения, методом Монте-Карло были рассчитаны краевые распределения поглощенной энергии в сцинтилляционной пластине при падении на нее квантов с различной энергией. В результате расчетов было установлено, что особое влияние на формирование изображения, и, как следствие, на пространственное разрешение в сцинтилляторе, имеет вторичное характеристическое излучение. 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.

При энергии падающих квантов меньше энергии связи электронов К-уровня в атомах сцинтиллятора размытие изображения в основном обусловлено вторичными электронами и определяется величиной их пробега в кристалле сцинтиллятора. При превышении энергии падающего кванта уровня К-края фотопоглощения в сцинтилляторе возникают характеристические кванты К-серии,

пробег которых значительно превышает пробег всех рождаемых вторичных электронов в точке поглощения. Эти характеристические кванты уносят с собой значительную часть энергии, переданной при поглощении первичным квантом рентгеновского излучения

Было рассмотрено взаимодействие гамма-кванта энергией 30 и 40 кэВ с материалом сцинтиллятора Сз1(Т1), энергия связи электронов К-уровня которого составляет около 33 кэВ.

При взаимодействии гамма-кванта энергией 30 кэВ с материалом сцинтиллятора СзТ(Т1), его энергия большей частью поглощается в области пространства, находящейся в пределах 8 мкм вокруг точки, в которой произошло фотопоглощение первичного гамма-кванта. Такая схема представлена на рис.3.

Рис 3 Взаимодействие гамма-кванта с энергией 30 кэВ с материалом сцинтиллятора СбГСП)

При падении на сцинтиллятор гамма-кванта с энергией 40 кэВ, особое значение имеет тот факт, что энергия падающего гамма-кванта выше энергии связи электронов К-оболочки, и высока вероятность испускания характеристического кванта К-серии. В случае если характеристический квант не испускается, схема взаимодействий будет аналогична рассмотренной схеме при поглощении гамма-кванта 30 кэВ. В случае испускания характеристического кванта К-серии, распределение поглощенной энергии в пространстве существенно меняется. Характеристические кванты К-серии (их энергия составляет 28 - 30 кэВ) имеют средний пробег в сцинтилляторе СвЦТ!) 250 мкм. На рис.4 показана схема взаимодействий при падении гамма-кванта 40 кэВ.

сцинтиллятора СзДИ)

Таким образом, эти кванты уносят значительную долю энергии первичного гамма-кванта в среднем на расстояние 250 мкм от точки первичного взаимодействия. Пройдя указанный путь в материале сцинтиллятора, характеристический квант испытывает фотопоглощение, дальнейшая схема взаимодействий аналогична рассмотренной схеме при падении гамма-квантов 30 кэВ.

г, мм

Рис.5. Распределение поглощенной энергии вдоль оси Ъ в сцинтилляционной пластине С81(Т1) при поглощении квантов с энергией 30

(3) и 40 кэВ (4).

1 - пластина СбЦТ!); 2 - профиль падающих на пластину квантов

На рис.5 представлены распределения поглощенной энергии в сцинтилляторе СзТ(Т1) для двух энергий падающих квантов: 30 и 40 кэВ. Поток падающих гамма-квантов ограничен свинцовым краем с одной стороны пространства. Эти распределения были получены в результате моделирования. Видно, что для энергий падающих квантов 40 кэВ, размытие края велико, а для квантов 30 кэВ - его практически нет.

Следующим подразделом теоретической части является анализ влияния оптической системы в детекторе на основе Люминофор -объектив - ПЗС-матрица на характеристики регистрируемого изображения. Моделировались функции рассеяния линий (ФРЛ), модуляционные передаточные функции (МПФ) изображений, а также профили изображения вольфрамовой проволоки диаметром 20 мкм. Моделирование производилось при различных условиях, различных установках относительного отверстия (0), различных энергиях падающих гамма-квантов (Ет) и при использовании различных сцинтилляторов (монокристаллов Сз1(Т1) и ВСО). В результате моделирования была получена количественная оценка влияния оптической системы на пространственное разрешение детектора в целом.

В конце теоретической части представлен специализированный метод обработки снимков, основной целью которого является улучшение качества визуализации изображения и повышения качества изображений, получаемых при рентгеновской интроскопии. Ниже перечислена последовательность элементарный операций, которые составляют в целом предлагаемый метод обработки:

1. Вычитание фоновой подставки.

2. Нормировка изображения.

3. Медианная или пороговая фильтрация.

4. Суммирование кадров (при необходимости).

5. Бинирование (при необходимости)

6. Фильтр повышения резкости изображения (при необходимости)

7. Вычитание изображения отфильтрованного низкочастотным фильтром (при необходимости)

8. Управление контрастностью и яркостью изображения при его отображении.

В результате применения процедуры вычитания изображения отфильтрованного низкочастотным фильтром, в изображении будут видны асе высокочастотные компоненты, которые до обработки могли находиться на разных уровнях сигнала и не могли быть видны одновременно.

На рис.6 представлен результат работы предложенного метода обработки. На рис.6а показано полученное с детею-ируюшен системы сырое изображение, на рис.66 - обработанное изображение.

а) до обработки б) после обработки

Рис.6. Рентгеновское изображение миры пространственного разрешения

В следующей главе диссертации («Экспериментальные исследования и получение практических результатов») представлены схемы экспериментов и результаты, которые были получены в ходе разлйчййх измерений.

Были проведены соответствующие измерения и расчеты квантовой эффективности детектирования DQE для всех вариантов Люминофоров,; объективов и масштабов. Результаты показаны в таблицах 6, ia и 6,15,

Таблица 6.1а. Оценки величины ООЕ по методике 1 для системы на основе

ПЗС-камсры Ащ1ог

С'цинтиллятор CsI(TI) Экран Gd202SCn>)

13x13 мм' 30x30 мм2 13x13 мм2 30x30 мм3

Юпитер 0.33 0.16 0.28 0.14

Helios 0.31 0.15 0.21 0.14

Таблица 6.16. Оценки величины БОЕ по методике 2 для системы на основе ПЗС-камеры АМог

Сцинтиллятор CsI(Tl) Экран Gt 202S(Tb)

13x13 мм2 30x30 мм2 13x13 мм2 30x30 мм2

Юпитер 0.33 0.18 0.29 0.14

Helios 0.31 0.13 0.25 0 11

Анализируя полученные данные, можно утверждать, что результаты, полученные по двум различным представленным выше методикам, хорошо согласуются между собой. Максимальное значение БОЕ равное 0.33 было получено при размере входного поля 13x13 мм2, использовании объектива Юпитер и сцинтиллятора Сз1(Т1). Необходимо отметить, что возможно повышение данного значения в 3 раза за счет использования матрицы с более высокой квантовой эффективностью. Для этой детектирующей системы были исследованы характеристики получаемых изображений для медицинской диагностики с использованием синхротронного излучения. Показано, что данная система может весьма успешно использоваться для различных задач, в частности, для маммографии.

Следующий подраздел экспериментальной части - получение изображений с высоким разрешением на детектирующей системе с монокристаллическим сцинтиллятором. Для этого были изготовлены специальные эталоны из вольфрамовых проволок диаметром 20 мкм (25 пар линий/мм - эталон \V-20) и 50 мкм (10 пар линий/мм -эталон \V-50). Расстояния между проволоками эталонов равны диаметру проволок. При измерениях проволочные эталоны располагались непосредственно на поверхности входного поля сцинтиллятора.

На рис.6.1а-б и 6.2а-б показаны теневые изображения эталонов W-50 и \¥-20 соответственно, а также профили изображений проволок вдоль направления X.

Рис.6.1а. Изображение проволочного эталона \V-20 - вольфрамовые проволоки диаметром 20 мкм (25 пар линий/мм)

ч: щ

1.0

0.8

аз К га

о. ю о

0.6

* 0.4 с;

I 0.2

а.

0.0

Уровень фона

100 200 300 400 Направление X, мкм

Рис.6.16. Профиль изображения в направлении X, перпендикулярном проволочному эталону \V-20 (см. рис.5,2.2а)

Рнс.6.2а. Изображение проволочного эталона \V-S0.- вольфрамовые проволоки диаметром 50 мкм (10 пар линий/мм)

Направление X, мкм

Рис.6.26. Профиль изображения в направлении X, перпендикулярном проволочному эталону \V-50 (см. рис_5 2 лб)

Результаты, полученные с помощью моделирования при исследовании особенностей формирования изображения в монокристаллических сцинтилляторах, были подтверждены экспериментально. Были получены теневые изображения описанного ранее проволочного эталона \V-20 мкм при использовании различных сцинтилляторов (СвЦП) и 1ЮО), а также при различных эффективных энергиях рентгеновского пучка:

а. Сцинтиллятор Сэ1(Т1), напряжение на рентг. трубке и = 35 кУ, без дополнительного фильтра.

б. Сцинтиллятор С$1(Т1), напряжение на рентг. трубке и = 70 кУ, пучок с фильтрацией 10 мм А1.

в. Сцинтиллятор ЕЮО, напряжение на рентг. трубке и = 70 кУ, без дополнительного фильтра.

г. Сцинтиллятор ВвО, напряжение на рентг. трубке и = 90 кУ, без дополнительного фильтра.

На рис 7а-г представлены соответствующие профили.

Из этих рисунков видно, что размытие изображений проволок и, как следствие, пространственное разрешение зависит от энергии падающих гамма-квантов.

Сравнивая профили 7а и 76, а также 7в и 7г можно утверждать, что при эффективной энергии рентгеновского излучения менее энергии связи электронов К-уровня (7а и 7в), изображения качественно лучше, чем при её превышении (76 и 7г соответственно). Также можно отметить, что контраст изображений проволок на рис 7в лучше, чем на рис 76, что объясняется тем, что энергия связи электронов К-уровня сцинтиллятора ВСО гораздо больше (90 кэВ), чем у сцинтиллятора Сз1(Т1) (30 кэВ). Эти наблюдения подтверждают полученные теоретические зависимости.

В следующем подразделе экспериментальной части диссертации представлены изображения, полученные с помощью созданной системы УРИ и используемыми в ней методами цифровой обработки. Показано, что созданный цифровой усилитель рентгеновских изображений обладает весьма неплохими характеристиками в связи с использованием определенного сочетания аппаратных средств и представленного ранее метода математической обработки.

Также метод обработки данных был реализован при создании рентгеновского интроскопа для оценки толщины стенок стальных труб с целью определения возможности их дальнейшего использования, что описано в последнем подразделе экспериментальной части.

Метод одновременного контроля толщины стенки трубы относительно двух заданных значений основан на сравнении величины сигнала в участке с неизвестной толщиной стенки с величинами сигналов в участках эталонных толщин. Разработанный алгоритм позволяет оценивать остаточную толщину стенок трубы независимо от нестабильности параметров рентгеновского излучения, те. не зависимо от нестабильности величины напряжения и тока на рентгеновской трубке.

Метод был реализован на рентгенотелевизионной системе, которая была представлена ранее в аппаратной части диссертации.

В данной системе каждый получаемый с цифровой ПЗС-камеры кадр подвергается следующей обработке: вычитание темновой подставки, нормировка, фильтрация, бинирование заданного количества

точек. После данной обработки реализуется метод двухпороговой оценки остаточной толщины стенок трубы. Входное поле детектирующей системы 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.

Метод двухпороговой оценки был внедрен на нескольких рентгенотелевизионных системах, работающих на нефтегазодобывающих предприятиях. Чувствительность метода составляет около 0.5 мм при номинальной толщине одной стенки трубы 8 мм и диаметре трубы 114 мм Для труб длиной 12 метров производительность системы, работающей по данному методу, составляет около 30 труб за 8 часов работы.

В «Заключении» сформулированы основные результаты и выводы диссертационной работы.

ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ И ВЫВОДЫ

• 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 фС^Е), основанные на использовании источника гамма-квантов Аш-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 монокристалличсских 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.

Основные результаты диссертации опубликованы в следующих работах:

1 Н.К.Кононов, А.Д.Беляев, СМ Игнатов, В.Г.Недорезов, Н.В.Руднев, А.А.'Гурипге. «Цифровой сцинтилляциопный детектор для медицинской диагностической станции «Медиана». ПТЭ, 2004, №5, с. 123-125

2. Н.К. Кононов, СМ.Игнатов, В.Н. Потапов, В.Г.Недорезов. «Цифровая система для получения рентгеновских изображений с высоким пространственным разрешением». ПТЭ, 2006, №5, стр.156-159.

3. А.Д. Беляев, Н.К. Кононов, А.А Туринге, К.М. Подурец, В.Г.Недорезов, Н.В Руднев. «Цифровые сцинтилляционные детекторы для медицинской диагностики с использованием синхротронного излучения». Труды 2-ой Троицкой конференции по медицинской физике, Троицк, май 2006, стр. 75

Ф-т 60x84/8. Уч.-изд.л. 1,0 Зак. №21686 Тираж 100 экз.

Бесплатно

Отпечатано на компьютерной издательской системе Издательский отдел Института ядерных исследований Российской академии наук 117312, Москва, проспект 60-летия Октября, 7а

Содержание диссертации автор исследовательской работы: кандидата физико-математических наук, Кононов, Николай Кириллович

1. Введение.

2. Литературный обзор.

2.1. Области применения рентгеновской интроскопии.

2.1.1. Медицинская рентгенодиагностика.

2.1.2. Рентгеновская интроскопия в промышленности.

2.1.3. Обеспечение безопасности.

2.1.4. Получение рентгеновских изображений для научных исследований.

2.2. Основные характеристики цифровых систем регистрации рентгеновских изображений.

2.3. Различные типы детектирующих систем и их сравнительный анализ.

2.3.1. Компьютерная радиография.

2.3.2. Система на основе РЭОПа.

2.3.3. Сканирующие детектирующие системы на основе фотодиодных линейных детекторов.

2.3.4. Плоские панели на основе аморфных полупроводников.

2.3.5. Система на базе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица.

2.4. Компоненты детектирующей системы на основе Люминофор -объектив - ПЗС-матрица.

2.4.1. Люминофор.

2.4.2. Объектив.

2.4.3. ПЗС-матрица.

2.4.4. Использование нескольких ПЗС-матриц.

2.5. Пространственное разрешение различных детектирующих систем.

3. Аппаратные средства, используемые в работе.

3.1. Система регистрации синхротронного излучения с высокой чувствительностью.

3.2. Детектирующая система с высоким пространственным разрешением.

3.3. Цифровой усилитель рентгеновского изображения для медицинской диагностики.

3.4. Система для контроля промышленных изделий, использующая метод двухпороговой оценки толщины просвечивания.

3.5. Система для ввода и цифровой обработки рентгеновских изображений, полученных на пленке.

4. Теоретические оценки, моделирование и методы, используемые для детектирующих систем рентгеновского излучения.

4.1. Методика оценки величины 0(}Е, основанная на статистических методах обработки.

4.2. Методика оценки величины 0(}Е с использованием аналитического выражения.

4.3. Исследование особенностей формирования изображений в монокристаллических сцинтилляторах.

4.3.1. Краевые распределения поглощенной энергии в сцинтилляторе CsI(Tl).

4.3.2. Влияние вторичного характеристического излучения при взаимодействии рентгеновских квантов с материалом монокристалла.

4.4. Исследование влияния оптической системы на пространственное разрешение.

4.5. Метод цифровой обработки теневых рентгеновских изображений, основанный на использовании специальных фильтров.

5. Экспериментальные исследования и получение практических результатов.

5.1. Определение величины DQE для различных исполнений детектирующей системы на основе Люминофор - объектив - ПЗС-матрица.

5.2. Исследование характеристик получаемых изображений для медицинской диагностики с использованием синхротронного излучения.

5.3. Получение изображений с высоким разрешением на детектирующей системе с монокристаллическим сцинтиллятором.

5.4. Экспериментальное подтверждение результатов исследования формирования изображения в сцинтилляторах.

5.5. Получение изображений на цифровом усилителе рентгеновских изображений с использованием разработанного метода обработки.

5.6. Внедрение системы двухпороговой оценки толщины просвечивания промышленных изделий в производственный процесс.

Введение диссертация по физике, на тему "Разработка методов получения и цифровой обработки рентгеновских изображений"

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(-// • х) 5 где:

10 - интенсивность излучения перед поглотителем;

I - интенсивность излучения за поглотителем; ц - 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:

4. 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.

5. 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.

Научная новизна диссертационной работы заключается в том, что для детекторов рентгеновских изображений на основе Люминофор - объектив -ПЗС - матрица разработана методика оценки квантовой эффективности детектирования (ОС^Е), основанная на использовании источника гамма-квантов Аш-241. Также разработана детектирующая система с высокой чувствительностью (которая была оценена с помощью двух указанных ранее методик оценки 0(}Е), 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:.

1. Исследование различных методов получения теневых рентгеновских изображений и их сравнительный анализ.

2. Разработка методик оценки квантовой эффективности детектирования фС)Е) для систем на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица.

3. Разработка системы регистрации синхротронного излучения на основе Люминофор - Объектив - ПЗС-матрица в целях получения изображений для медицинской диагностики.

4. 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.

2. Разработаны две методики оценки квантовой эффективности детектирования (0(}Е) для детектирующих систем на основе Люминофор -Объектив - ПЗС-матрица с использованием источника гамма-квантов Аш-241. Показано, что эти методики позволяет оперативно оценивать чувствительность разрабатываемых детектирующих систем.

4. Разработана детектирующая система с пространственным разрешением 25 пл/мм с использованием монокристаллического сцинтилляторов.

6. 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.

Заключение диссертации по теме "Приборы и методы экспериментальной физики"

6. Заключение.

Все полученные в ходе работы теоретические оценки и модели были подтверждены экспериментально. В частности, можно утверждать, что результаты оценки БС>Е, полученные двум представленным методикам, хорошо согласуются между собой. Данные методики были использованы для оценки БС)Е 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 -50°С, 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:

• Для детекторов рентгеновских изображений на основе ПЗС -матрицы разработаны две независимые методики оценки квантовой эффективности детектирования (ИС^Е), основанные на использовании источника гамма-квантов Ат-241.

• 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.

Список источников диссертации и автореферата по физике, кандидата физико-математических наук, Кононов, Николай Кириллович, Москва

1. «Технические средства медицинской интроскопии» под. ред. Б.И.Леонова. ММедицина, 1989.

2. В.В.Клюев, Б.И.Леонов, Е.А.Гусев и др. «Промышленнаярадиационная интроскопия». М. Энергоатомиздат, 1985.

3. А.А.Русаков. «Рентгенография металлов. Часть 1». Издательство МИФИ 1965. с. 40-52.

4. A.A.Русаков. «Рентгенография металлов. Часть 1». Издательство МИФИ 1965. с.93-102.

5. И.Г.Лагунова, Э.Г.Чикирдин, Р.В.Ставицкий, М.В.Пославская. «Технические основы рентгеновской диагностики». М. Медицина, 1973. с.28-53.

6. Труды ЦНИИРР. «Исследования в области рентгенотехники» под ред. И.В.Поройкова. Изд-во академии медицинских наук СССР, 1951. с. 73-89.

7. Н.ККононов, А.Д.Беляев, С.М.Игнатов, В.Г.Недорезов, Н.В.Руднев, А.А.Туринге. «Цифровой сцинтилляционный детектор для медицинской диагностической станции «Медиана». ПТЭ, 2004, №5, с. 123-125.

8. Н.К. Кононов, С.М.Игнатов, В.Н. Потапов, В.Г.Недорезов. «Цифровая система для получения рентгеновских изображений с высоким пространственным разрешением». «ПТЭ», 2006, №5, стр. 156-159.

9. Н.К. Кононов, С.М.Игнатов, В.Н. Потапов, В.Г.Недорезов. «Особенности механизма формирования теневого изображения в сцинтилляционных кристаллах». «Дефектоскопия», 2006, принято к печати.

10. Н.ККононов, В.Г.Недорезов. Оценка величины квантовой эффективности детектирования для системы «Люминофор -объектив ПЗС-матрица», тезисы конгресса «Медицинская физика 2005».

11. Н.К.Кононов, СМ. Игнатов, В.Н. Потапов. «Рентгенотелевизионная система для автоматизированного контроля толщины стенок труб». Тезисы конференции NDT URAL 2005, стр.157.

12. Н.ККононов, СМ. Игнатов, В.Н. Потапов. «Система получения рентгеновских изображений на основе люминофора, объектива и ПЗС-матрицы». Тезисы конференции NDT URAL 2005, стр.142.

13. В.КШмелев. «Рентгеновские аппараты». М.Госэнергоиздат, 1949. с.241.

14. В.КШмелев. «Рентгеновские аппараты». М.Госэнергоиздат, 1949. с. 243.

15. Э.Г.Чикирдин. «Рентгеновские флюорографические аппараты». М.Медицина, 1970.17. «Технические средства медицинской интроскопии» под. ред. Б.И.Леонова. ММедицина, 1989.

16. ИГ. Лагунова, Э.Г. Чикирдин, Р.В. Ставицкий, М.В.Пославская. «Технические основы рентгеновской диагностики» М. Медицина, 1973. с. 167-206.

17. Н.О. Колесников, Е.Д. Храбровицкая, А.З. Шварцман. «Рентгенодиагностические аппараты для контрастных исследований кровеносной системы». ИНИИТЭИ приборостроения, 1981, ТС-7, вып.6.20. http://courses.waslwigton.edu>'bonephvs/opbmd.html.

18. M.C. Овощников, П.Я. Барыкин, В.Д. Гериева. «Современные технические средства, используемые при рентгенологическом исследовании молочных желез». Вести, рентгенол. и радиол., 1968, 1.

19. Н.Н.Блшов. «Рентгеновские питающие устройства». М.Энергия, 1980.

20. Wang, G, Liao, Т. W. "Automatic Identification of Different Types of Welding Defects in Radiographic Images". NDT&E International 2002; 35: 519-528

21. G. Theis, T. Kahrs "Fully Automatic X-ray Inspection of Aluminium Wheels", 8thECNDTProceedings, 2002.25. http:A'www. tsnk-Iab. ru'worhscope/control'micra.

22. C.B. Румянцев, A.C. Штанъ, B.A. Гольцев. «Справочник no радиационным методам неразрушающего контроля». М. Энергоиздат, 1982.50.html.28. http:>'/\i'ww.smiihs-heimann.de.

23. J.A. Sorenson, P.R. Duke, S. W. Smith, "Simulation studies of dual-energy x-ray absorptiometry". Medical Physics 16(1) pp 75-80, 1989.

24. L.A. Lehman, R.E. Alvarez, A. Macovski, and W.R. Brody. "Generalized image combinations in dual KVP digital radiography". Medical Physics, 8(5), pp.659-667, 1981.

25. R.E. Alvarez, A. Macovski. "Energy-selective Reconstructions in X-ray Computerized Tomography". Phys. Med. Biol., vol.21, No.5, pp.733-744, 1976.

26. А.А.Русаков. «Рентгенография металлов. Часть 1». Издательство МИФИ 1965. с. 110-149.

27. А.А.Русаков. «Рентгенография металлов. Часть 2, Часть 3». Издательство МИФИ 1969.

28. U. Neitzel, G.Borasi, E.Samei. "Determination of the detective quantum efficiency of a digital x-ray detector: Comparison of three evaluations using a common image data set". Medical Physics, 2004, Vol.31.

29. P. C. Bunch, K. E. Huff, and R. van Metier, "Analysis of the detective quantum efficiency of a radiographic screen-film combination ". J. Opt. Soc. Am., 4: 902-909, 1987.36. "Modulation Transfer Function of Screen-film Systems", ICRU Report 41, 1986.

30. Paul M. De Groot. "Image intensifier design and specifications". Thomson tubes électroniques, 1991. (www. thalesgroup. com).

31. R. T. Bernadi. "Steel weld inspection with digital radiographic line scanning". ASNT 1993 Spring Conference, 29.3.-2.4.93, Nashville, TN, USA, p. 78-80.45. http://www.rentgenproni.m/productS''catalogue/proscan/.

32. Jean CHABBAL, Ch. CHAUSSAT, J.P. MOY. "Flat X-Ray detector for digital Radiology". Journées Françaises de Radiologie, 1998.

33. K Kump, P Granfors, F Pla, P Gobert. "Digital X-Ray Detector Technology". Revue Européenne de Technologie Biomedicale, vol. 20, no. 9, December 1998.

34. G Dubroeucq, P Gobert, К Kump, F Pla, S Schubert. "Processing of X-Ray Images Obtained with an X-Ray Flat Panel Detector". Presented at JFR 1999.50. http:A'www.holozic.com'oem'index.him.51. www.trixell.com.

35. Э.Г. Чикирдин, А.Б. Мишкинис. Техническая энциклопедия рентгенолога. М.МНПИ, 1996.

36. М. Antonakios, V. Lapouge, Ph. Rizo. "CCD Based High Energy Large Field X-ray Digital Radiographic System". 15th World Conference on Nondestructive Testing, 2000.

37. Moskalyov Ju. A., Dmitrieva A. V., Grigoryev S. V. "CCD-introscope with luminescent storage screens for digital radiography". 15th World Conference on Nondestructive Testing, 2000.

38. A.M. Гурвич. «Рентгенолюминофоры и рентгеновские экраны». М.Атомиздат, 1976.

39. Eastman Kodak company. Application note DS 00-001. Solid state image sensors terminology. 1994.57. http://www.kodak.com.VS/en'dpq/site/SENSORS/name''KAF-39000 product.

40. КМ.Подурец и др. «Рефракционная интроскопия на станции «Медиана» Курчатовского источника синхротронного излучения». Известия Академии Наук, сер. физическая, 2005, №2, с. 196-198.69. htip://products.sel.sonv.com'semi/PDF/lCX205AL.pdf.

41. U. Zscherpel. Film digitisation systems for DIR : Standards, Requirements, Archiving and Printing. NDT.net May 2000, Vol. 5 No. 05.72. httpi'/www.doh.wa.gov/ehp/rp/Air/factsheeis-pdf/FactShl23.pdf.

42. МЭК 62220-1. Электроаппаратура медицинская. Характеристики цифровых рентгеновских устройств воспроизведения изображения. Часть 1. Определение DQE.

43. GEANT4 Low Energy Electromagnetic Physicsach/aop/glossary/binninzhtml 11078. Иир:/Лум>м'. ЬаНеаи. сот

44. Стандарт предприятия 01-22-04 ВНИИИМТ. Приемники рентгеновского изображения рентгеновских диагностических аппаратов с цифровой регистрацией изображения. Номенклатура параметров и характеристик качества изображения, методы и средства их определения.