томографическая визуализация рентгеновских изображений с
advertisement
Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования «Национальный исследовательский Томский политехнический университет» На правах рукописи СТУЧЕБРОВ СЕРГЕЙ ГЕННАДЬЕВИЧ ТОМОГРАФИЧЕСКАЯ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ РЕНТГЕНОВСКИХ ИЗОБРАЖЕНИЙ С СУБМИЛЛИМЕТРОВЫМ ПРОСТРАНСТВЕННЫМ РАЗРЕШЕНИЕМ НА ОСНОВЕ ИМПУЛЬСНЫХ ИСТОЧНИКОВ Диссертация на соискание ученой степени кандидата физико-математических наук Специальности 01.04.20 – Физика пучков заряженных частиц и ускорительная техника Научный руководитель: доктор физико-математических наук, профессор Потылицын Александр Петрович Томск – 2014 СОДЕРЖАНИЕ Введение ................................................................................................................... 4 Глава 1. Получение цифровых рентгеновских изображений с помощью многоканального линейного полупроводникового детектора ......................... 25 1.1. Микростриповый полупроводниковый детектор GaAs-640-0.2 ............ 27 1.2. Рентгеновский аппарат РАП-160-5 ........................................................... 33 1.3. Цифровая рентгеновская установка на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 ................................................ 35 1.4. Синхронизация установки на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 ..................................................................................... 36 1.5. Получение снимков и повышение их качества на установке на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 ............................. 41 1.6. Стриповый твердотельный детектор GaAs-512-0.1 ................................. 45 1.7. Проекционные снимки на установке на базе детектора GaAs-512-0.1.. 50 Глава 2. Получение цифровых рентгеновских изображений с помощью сканирующего многоканального газоразрядноГо детектора ........................... 56 2.1. Линейный сканирующий газоразрядный детектор ПРИЗ-1536 ............. 57 2.2. Рентгеновская установка на базе сканирующего газоразрядного детектора ............................................................................................................. 63 2.3. Исследование внутренней структуры объектов без синхронизации с рентгеновским источником ............................................................................... 65 2.4. Синхронизация рентгеновской установки ................................................ 67 2.5. Определение разрешения установки и оптимального положения исследуемого объекта ........................................................................................ 71 2.6. Результаты рентгеновского исследования биологических объектов в синхронизованном режиме................................................................................ 73 2.7. Результаты эксперимента на установке с линейкой газоразрядных детекторов ........................................................................................................... 74 2 Глава 3. Томографическая визуализация с субмиллиметровым пространственным разрешением ......................................................................... 76 3.1. Установки для рентгеновской визуализации ........................................... 78 3.2. Геометрия установки на базе детектора GaAs-512-0.1 при получении синограмм............................................................................................................ 82 3.3. Геометрия установки на базе детектора ПРИЗ-1536 при получении синограмм............................................................................................................ 83 3.4. Используемые методы томографическй реконструкции ........................ 84 3.5. Результаты съемок на установке с полупроводниковым линейным детектором........................................................................................................... 86 3.6. Результаты съемки на установке с газоразрядным детектором ............. 88 Глава 4. Дозовые нагрузки на объекты от импульсной рентгенвской трубки и бетатрона ................................................................................................................ 92 4.1. Разработка методики измерения мощности дозы от импульсного источника ............................................................................................................ 93 4.2. Оценка эквивалентных доз при рентгеновских визуализациях ............. 97 4.3. Пространственные дозовые характеристики бетатрона ОБЬ-4............ 100 Заключение .......................................................................................................... 105 Приложение 1 ...................................................................................................... 107 Приложение 2 ...................................................................................................... 108 Приложение 3 ...................................................................................................... 109 Приложение 4 ...................................................................................................... 110 Приложение 5 ...................................................................................................... 111 Приложение 6 ...................................................................................................... 112 Приложение 7 ...................................................................................................... 113 Список литературы ............................................................................................. 114 3 ВВЕДЕНИЕ 8 ноября 1895 года в Вюрцбурге (Германия), работая над исследованием электрического разряда в стеклянных вакуумных трубках, Вильгельм Конрад Рентген обнаружил новый вид излучения, которое проходило через непрозрачные слои вещества, вызывало свечение флюоресцирующих веществ и почернение фотопластинок [1]. Неизвестные лучи были названы икс-лучами. В некоторых странах, включая Россию, в знак благодарности первооткрывателю их также называют рентгеновскими. Впоследствии это открытие изменило все представления о шкале электромагнитных волн. За фиолетовой частью оптического спектра оказались не только ультрафиолетовые лучи, но и более коротковолновое икс-излучение, за которым следуют гамма-лучи. Рентген сразу понял перспективность своего открытия. Способность икс-излучения проникать сквозь непрозрачные материалы, не отражаясь и не преломляясь, привела к идее использовать это явление для исследования внутренней структуры непрозрачных объектов, в том числе и в медицинских целях. К первой же статье «О новом типе лучей» [2] Рентген приложил снимок кисти своей жены с обручальным кольцом на пальце. Применять рентгеновские лучи начали чрезвычайно быстро и повсеместно. Почти сразу, 13 января 1896 г., через неделю после выхода упомянутой публикации Рентгена [2], открытие было применено для обнаружения иголки в руке женщины двумя врачами из Бирмингема (Великобритания). Полученный снимок являлся первым в истории клиническим применением рентгеновского излучения, а последующая операция по удалению иглы была первой проведенной с использованием результата рентгеновской съемки [3]. Это редкий случай, когда фактически открытие еще не было завершено, как уже началось его широкое применение, позже названное рентгенодиагностикой. Открытие имело широчайший резонанс среди физиков, медиков и простых обывателей. 4 Английский физик Шустер писал, что после открытия икс-лучей его лаборатория была переполнена врачами, приводившими пациентов, подозревавших, что они имеют иголки в различных частях тела [4]. Кроме медицинских задач рентгеновское излучение почти сразу начали применять и в целях выявления дефектов и определения качества изделий. Так всего через несколько месяцев после вышеупомянутой статьи Конрада Рентгена [2] был опубликован снимок сварного шва на пленке, полученный с помощью рентгеновского излучения [5]. В работе [6] указывается, что уже в марте 1896 г., через три месяца после доклада Рентгена, появилась первая статья, в которой описывается попытка получения изображений сечений и предлагается от этой публикации отсчитывать начало истории томографии. Необычайная быстрота появления устройств и технологий применения рентгеновских лучей говорит о большой важности этого открытия, что обусловлено в первую очередь огромной необходимостью изучения скрытой внутренней структуры. В дальнейшем рентгеновское излучение нашло применение во многих областях науки, медицины и промышленности, среди которых можно отметить следующие направления: медицинская диагностика, медицинская терапия, дефектоскопия, рентгеноструктурный анализ, рентгенофлуоресцентный анализ, а также системы досмотра. Однако, несмотря на высокую эффективность рентгеновских лучей в изучении внутренней структуры, качество получаемых проекционных снимков быстро перестало удовлетворять исследователей. Проблема заключатся в том, что при получении проекционных рентгенограмм все слои исследуемого объекта, находящиеся на одной линии между пленкой и источником, накладываются друг на друга, делая общий вклад в отбрасываемую тень, за счет чего результирующий снимок теряет информативность. Кроме того, по этим снимкам не всегда возможно точное определение положения исследуемого перпендикулярном плоскости снимка. 5 объекта в направлении В поисках решения этой проблемы исследователями достаточно быстро были предложены методы послойного получения информации о внутренней структуре объекта. Так уже в 1921 году французский врач Бокаж патентует [7] изобретенный им метод, при котором на снимке не размытым должен оставаться только заданный слой исследуемого объекта. Вскоре эту идею на практике реализовал итальянский инженер Валлебона, который назвал свой аппарат «томограф» [8], название, использующееся для этого типа оборудования до сих пор. Суть идеи заключается в том, что если в соответствующих направлениях синхронно с заданной разницей скоростей перемещать два из трех основных составляющих рентгенографической системы (источник, исследуемый объект и пленка), то на снимке четкую тень оставит только один слой исследуемого объекта, а остальные слои смажутся, не оставив на пленке четкой тени. На рисунке 1 показана схема такого взаимного перемещения. Источник из точки L1 перемещается в точку L2 в плоскости A, синхронно с этим в плоскости B рентгеновская пленка переходит из положения P1 в положение P2. Не размытый след объекта O оставляют только элементы слоя, находящегося в плоскости C. Детали, соответствующие плоскостям C' и C'', размываются. Изменяя относительные скорости движущихся узлов, можно выбирать интересующие слои и последовательно получать срезы всей структуры объекта исследования. 6 Рисунок 1 – Схема томографии по Бокажу Однако данный метод не лишен недостатков. Основные два заключаются в следующих моментах. Во-первых, расфокусированные слои хоть и не оставляют четкую тень, они все же делают вклад в снимок, снижая качество результата. Во-вторых, в силу того, что при получении изображения одного слоя излучению подвергается весь объем исследуемого объекта, такое обследование обуславливает большую дозовую нагрузку на исследуемый биологический объект. Но, несмотря на недостатки, данный метод решал многие задачи и широко применялся долгое время. В работе [6] сообщается о том, что в 1930 г. итальянский радиолог Алессандро Валлебона предложил свой эффективный принцип томографии, а также способ получения изображений сразу нескольких слоев исследуемого объекта. Этот же источник сообщает, что начиная с 1946 г. С. Такахаши разработал пять методов, основой которых является облучение объекта исследования узким коллимированным до 1 см пучком рентгеновского излучения, и приводит схему, предложенную разработчиком. Отличия методов заключаются в разных режимах вращения объекта и кассеты с пленкой. Принципиально новый метод послойного изучения внутренней структуры объектов был разработан и применен в 1967 году, когда инженер7 физик Хаунсфилд из Англии, работавший в фирме EMI Ltd, создал первый компьютерный рентгеновский томограф, названный EMI-scanner [9]. Позже за это в 1979 году он вместе с американским физиком Кормаком получили Нобелевскую премию по физиологии и медицине [10]. В своей статье [11] Хаунсфилд указывает, что первые клинические испытания его изобретения были проведены в 1972 г. Пациенткой стала женщина с подозрением на поражение головного мозга. Это обследование стало первой в истории компьютерной томограммой головного мозга человека. После на данном аппарате было обследовано большое количество пациентов, а метод продемонстрировал свою высокую эффективность [12]. Имя Хаунсфилда было вписано в историю не только наградой Шведской академии, но и названной в его честь шкалой рентгеновской плотности материалов [13]. Величина коэффициента в шкале единиц Хаунсфилда определяется по формуле (1) где H – индекс ослабления материала; μx – линейный коэффициент ослабления материала; μwater – линейный коэффициент ослабления воды; μair – линейный коэффициент ослабления воздуха [14]. С этого момента многие научные группы и исследовательские центры занялись разработками методов компьютерной томографии (КТ), что привело к разработке множества КТ-аппаратов и быстрой смене их поколений. Разные источники выделяют от четырех до пяти поколений КТ-томографов, но в целом эти деления схожи. В источнике [14] автор разделяет пять поколений по признакам, описанным ниже. В томографах первого поколения имелась одна рентгеновская трубка с остронаправленным пучком и один детектор, которые синхронно передвигались на раме вдоль объекта исследования, производя измерения в 160 положениях за одно перемещение (рисунок 2а). Затем рама поворачивалась на 1°, и снова проводилось сканирование. Такие измерения 8 проводились 4,5 минуты, а обработка полученных результатов и реконструкция изображения занимали 2,5 часа. Томографы второго поколения имели несколько одновременно работающих детекторов, расположенных на линии окружности. Излучение трубки было не остронаправленным, а веерным, хотя сканирование все еще оставалось параллельным (рисунок 2б). Широкий пучок дал возможность увеличить угол поворота трубки до 30°. Новая геометрия позволила сократить время сканирования до 20 секунд. В томографах третьего поколения количество детекторов было увеличено примерно до 700, которые также располагались по дуге. Трубка излучала широкий верный пучок, непрерывно вращаясь на 360° (рисунок 2в). Вращение источника происходило синхронно с детекторами. Усовершенствование конструкции позволило уменьшить время получения одного изображения до 10 секунд. Такая скорость измерения позволяла делать снимки движущихся органов. С этого поколения вводится понятие спиральной компьютерной томографии. Четвертое поколение томографов состоит из неподвижного кольца детекторов, обычно состоящего из 1088 люминесцентных датчиков, внутри которого вокруг исследуемого объекта с большой скоростью вращается рентгеновская трубка (рисунок 2г). Время получения проекции сократилось до 0,7 с. 9 а) – томограф первого поколения; б) – второго поколения; в) – третьего поколения; г) – четвертого поколения 1 – источник рентгеновского излучения; 2 – детектор; 3 – исследуемый объект; 4 – остронаправленный пучок; 5 – детекторная сборка; 6 – веерный пучок Рисунок 2 – Схематические изображения рентгеновских томографов разных поколений Пятым поколением автор называет томографы, выполненные на основе электронно-лучевых трубок. Поток электронов, управляемый магнитными катушками, попадает на вольфрамовые мишени, напротив которых по дуге расположены твердотельные детекторы. Данные томографы способны создавать изображения за 33 мс, что позволяет использовать их при исследовании сердца и прочих органов, быстро изменяющихся во времени [15]. Важным шагом развития стало появления спиральной компьютерной томографии. Данный метод заключается в одновременном непрерывном вращении рентгеновской трубки внутри 10 кольца быстродействующих детекторов, и движении стола с пациентом внутри кольца вдоль оси вращения источника [16]. Таким образом, траектория движения трубки относительно объекта исследования является спиралью. Такой метод существенно снижает время сканирования и лучевую нагрузку на пациента. В работе [16] описывается наиболее современный метод многослойной компьютерной томографии (МСКТ), отличающийся от обычной спиральной томографии наличием нескольких рядов детекторов. Для таких систем были разработаны специальные трубки с объемной формой пучка. Количество рядов детекторов в таких системах постоянно увеличивается. Так в 1992 году первый МСКТ-томограф имел два ряда детектирующих элементов, в 1998 году был разработан томограф с четырьмя рядами, в 2004 с 32 рядами, а в 2005 со 128 рядами детекторов. На данный момент эксплуатируются, в том числе и в России, МСКТ-томографы, делающие 320 срезов за один оборот. В источнике [17] указывается, что разрешение таких томографов меньше одного миллиметра, а время сканирования меньше половины секунды. Эти установки дают возможность изучать очень быстро протекающие процессы в организмах пациентов, а также получать изображения некоторых органов целиком за один оборот трубки. Кроме рентгеновского диапазона лучей для изучения внутренней структуры объектов применяют излучение в сверхвысокочастотном (СВЧ), инфракрасном, видимом, ультрафиолетовом диапазонах и гамма-лучи. Помимо методов, основанных на применении электромагнитного излучения, существуют методы, в основе которых лежит измерение изменения таких полей как, например, акустическое, магнитное и электрическое [18]. Все эти методы имеют общий принцип. При взаимодействии носителя информации, которым может быть излучение или поле, с объектом исследования, изменяются свойства носителя, такие как направление распространения, мощность, поляризация и другие. Эти изменения несут в себе информацию об исследуемом объекте. Регистрируя изменения и 11 анализируя их, можно получить данные о распределении внутренней структуры объекта [16]. При диагностике, особенно медицинской, не редко возникает проблема, связанная с малыми изменениями плотностей внутренней структуры исследуемых областей. Увеличение контрастности при медицинских исследованиях достигается различными способами, основным из которых является применение контрастных веществ [19] – препаратов, вводимых в определенные части организма, для увеличения контрастности результатов обследования в силу того, что эти вещества изменяют интенсивность взаимодействия с носителем информации. Такими веществами могут быть, например, воздух или сульфат бария. В статье [20] Кеннет Томсон пишет, что в зависимости от метода и исследуемого органа контрастное вещество может либо оставаться в органе, либо распространяться по организму, например по кровеносной системе. В этих случаях можно изучать систему, в которой вещество распространилось, либо ткани, в которых вещество концентрируется, например, в опухолях в силу их повышенного метаболизма. Существуют также методы, при которых в организм вводят радиоактивные вещества в целях регистрации поля их излучения и последующего анализа. В источнике [21] подробно исследуется вопрос применения контрастных веществ, где подчеркивается, что одно из главных требований к ним, это их безвредность, или относительная безвредность, для организма пациента. Отдельно стоит отметить методы анализа внутренней структуры, основанные на применении ядерного магнитного резонанса (ЯМР). В статье [22] отмечается, что в отличие от рентгеновских лучей, открытие которых повлекло мгновенное появление их применений во многих областях, открытие ЯМР имело более долгий и сложный путь к внедрению его в технологии. 12 Ядерный магнитный резонанс в изолированном ядре был открыт в 1937 г. И. Раби, за что в 1944 г. ему была вручена Нобелевская премия [23]. В 1946 г. Ф. Блох [24] и Э. Парселл [25] исследовали ЯМР в конденсированных средах. В 1952 году за эти работы они также были награждены Нобелевской премией [26]. После этого почти на 20 лет интерес к данному явлению со стороны специалистов исчез. В.Е. Синицын в труде [22] сообщает, что первая статья об экспериментальном получении изображения с помощью явления ЯМР первоначально была отвергнута редакцией журнала Nature по причине «малой значимости». Тем не менее, в 1971 году Реймонд Дамадьян публикует статью [27] в которой описывает возможность определения злокачественных опухолей с помощью МР-сигналов. В источнике [22] отмечается огромный вклад Дамадьяна в развитие метода. Так в 1977 году он один из первых получил МР-изображение человека, создал фирму «Фонар» по производству МР-систем, и, самое главное, Дамадьян привлек большое внимание инженеров и ученых к вопросу разработки методов визуализации на основе ЯМР. Но все же годом основания магнитно-резонансной томографии принято считать 1973. В этом году американский химик Пол Лотербур в журнале Nature публикует индуцированного статью [28] локального «Создание изображения взаимодействия; примеры с помощью на основе магнитного резонанса», а британский физик Питер Мэнсфилд разработал математические методы получения изображения. За это в 2003 г. они совместно получили Нобелевскую премию по медицине [29], что вызвало недовольство со стороны Дамадьяна и последующий скандал. Все дальнейшие годы велась непрерывная работа по развитию детектирующих систем, по разработке новых источников, по оптимизации методов реконструкции, что существенно продвинуло уровень диагностики в область субмиллиметрового пространственного разрешения В 2010 году в статье [30] была описана четырехмерная рентгеновская томография для исследования микрообъектов, таких как ячейка кристалла, 13 биологическая разрешением. клетка или Технология вирус, с заключается нанометрово-фемтосекундным в обработке дифракционного двумерного изображения, полученного от пучка электронов, рассеянных на образце, атомы которого возбуждены лазерным пучком. Безусловно, все методы исследования внутренней структуры объектов путем восстановления информации из проекций низшей размерности основаны на использовании специфического математического аппарата. История развития математических методов в этой области начинается с XIX века, когда норвежский математик Нильс Хенрик Абель [31], затем шведский математик Эрик Ивар Фредгольм [32] и за ними многие другие ученые начали исследовать семейства интегральных уравнений, легшие позже в основу многих современных методов, в том числе и в основу математического аппарата томографии. Одно из важнейших исследований проделал австрийский математик Иоганн Радон, в свое время разработавший интегральное преобразование функции многих переменных, близкое к преобразованию Фурье, и опубликовавший результаты своего труда в 1917 г. в труде [33]. Для томографии данная работа важна тем, что эти преобразования позволяют восстанавливать функцию по ее, так называемому, «следу» (рисунок 3). Рассмотрим случай функции двух переменных, в практическом плане наиболее важный, так как именно он применяется для методов восстановления внутренней структуры объектов. Если f(x,y) является функцией двух действительных переменных, определенной на всей плоскости и достаточно быстро убывающей на бесконечности, то ее преобразованием по Радону будет функция: ( ) ∫ ( ) (2) Такое преобразование для двух переменных имеет следующий геометрический смысл: R(s,α) является интегралом от функции f(x,y), взятый 14 вдоль прямой AA', перпендикулярной вектору ⃗ ( ) и проходящей на расстоянии s от начала координат, измеренном вдоль вектора ⃗ (рисунок 3). Рисунок 3 – Геометрический смысл преобразований Радона функции двух переменных При измерении линейным детектором степени поглощения параллельного пучка рентгеновских лучей каким-либо объектом, согласно закону Бугера-Ламберта-Бера [34-36], интенсивность излучения, зарегистрированная отдельным детекторным элементом пропорциональна величине ( ( ∫ )) (3) где Ii – интенсивность излучения, зарегистрированная i-тым детекторным элементом, находящимся на прямой AA'; ( ) – оптическая плотность исследуемого объекта; z – координата на прямой AA'. Получая проекции под разными углами путем вращения объекта в одной плоскости, применив обратное преобразование Радона, можно получить информацию о значениях плотности в срезе объекта, находящемся 15 в этой плоскости. Несмотря на высочайшую значимость данной работы, она была незаслуженно забыта на многие годы. Источник [37] указывает, что польский математик Стефан Качмаж в 1937 году опубликовал алгоритм нахождения приблизительного решения большой системы линейных алгебраических уравнений, позже развитый в так называемый метод алгебраической реконструкции. В этом же источнике указывается, что данная методика была использована несколькими учеными для решения задач восстановления информации о внутренней структуре объектов. В биографии Кормака [38] приводится информация о том, что он решил математическую задачу томографии. Несмотря на то, что ранее это уже проделал Радон, Кормак решил эту задачу независимо и другим способом. Работы в направлении поиска новых решений и усовершенствования существующих методов ведутся до сих пор [39]. Разрабатываются технические и математические решения для точечных, расходящихся и объемных пучков, для пучков с заданной формой. Создаются методы учитывающие рассеяние излучения в исследуемом материале и среде; методы специфичные для разных геометрий. Решаются задачи по устранению проблем, связанных со съемкой движущихся объектов. Ищутся способы снижения времени обработки результатов и снижения требований к расчетной аппаратуре. Создаются алгоритмы для частных случаев, возникающих при разработке отдельных установок. На данный момент известны несколько тысяч алгоритмов, применяемых для задач вычислительной томографии [40]. Стоит отметить, что множество исследований проводилось независимо разными учеными и инженерами по всему миру. По этой причине приоритет открытия многих явлений и методов, а также даты, часто оспариваются, что, в свою очередь, говорит о высоком научном интересе к данному направлению исследований в силу его большой практической важности во многих областях. 16 В России и СССР внимание к тематике исследования внутренней структуры объектов всегда было очень высоким. В.К. Томас отмечает в своей статье [41] о необычайном интересе со стороны российских ученых к открытию икс-лучей. В источнике [4] говорится, что П.Н. Лебедев повторил опыты Рентгена в Москве, а в Петербурге А.С. Попов, изобретатель радио, экспериментировал с рентгеновскими лучами и демонстрировал их на публичных лекциях. В 1935 г. В.И. Феоктистов создал первый в СССР рентгеновский томограф [42] и в 1938 г. самостоятельно разработал теорию томографии [43]. В 1943 г. А.Н. Тихонов опубликовал труд [44], результат которого дал возможность реконструкции при неточных проекциях. В период с 1941 по 1945 г. в СССР на основе работ Тихонова были созданы нейтронные и гамма-интроскопы, применявшиеся для дефектоскопии в военной промышленности [45]. В статье [46] рассказывается об открытии Е.К. Завойским электронного парамагнитного резонанса (ЭПР). Результатом этого открытия была разработка совершенно нового метода исследования внутренней структуры объектов – ЭПР-интроскопия. Работа над этим методом описана в статье [47]. Большой вклад в развитие методов объемного исследования внутренней структуры объектов внес советский ученый Б.К. Вайнштейн, найдя решение фазовой проблемы о глобальных минимумах функций многих переменных в структурном анализе [48]. Вайнштейн разработал теорию анализа микроскопических изображений, разработал алгебраический метод восстановления трехмерной структуры объектов по их проекциям [49]. В источниках [1, 6] сообщается, что 1956-1958 годах ученые из Советского Союза Коренблюм, Тютин и Тетельбаум первыми создали систему для реконструкции медицинских рентгеновских изображений. В статье [50] указывается, что первым ЯМР-томографию изобрел В.А. Иванов в 1960 г., которую он тогда назвал «Внутривидение на основе ядерного магнитного резонанса». Марусина в своей работе [14] утверждает, что первый отечественный томограф, предназначенный для медицинских исследований, был разработан 17 в 1978 г. группой, работавшей под руководством И.Б. Рубашова, и имел название СРТ-1000 [14]. В работе [22] Синицын, ссылаясь на работу Ринка [51] говорит о том, что впервые в мире единичные МР-системы появляются в 1983 г., а в СССР уже 1984 г. в Кардиологическом научном центре АМН СССР был установлен первый серийный томограф «Брукер». Одновременно с этим в источнике [52] утверждается, что первый отечественный МР-томограф, имеющий название «Образ-1», был установлен и до сих пор эксплуатируется в Научном Центре Психического Здоровья РАМН лишь в 1991 г. Если в сфере разработок в области МР-томографии на данный момент ситуация в России может рассматриваться как приемлемая, то в области рентгеновской томографии текущая обстановка намного хуже. На сегодняшний день нет ни одной самостоятельной российской разработки компьютерного томографа, способного достойно конкурировать на рынке медицинского оборудования. В источниках [53-55] говорится об отечественных разработках КТ-томографов, однако все они являются, по сути, сборкой готовых почти неизмененных зарубежных установок. Кроме того, описанные в этих статьях установки не относятся к последнему поколению томографов. Ряд современных технологий в медицине и промышленности основан на использовании квазимонохроматического рентгеновского излучения, например маммография, ангиография в медицине, фазово-контрастная визуализация в биологии, системы увеличения чувствительности в системах досмотра и безопасности и другие. Дело в том, что использование монохроматического рентгеновского источника ведет к существенному снижению дозы при повышении контрастности изображения. В качестве источников такого излучения выглядит перспективным применение электронных ускорителей в качестве источника рентгеновского и гаммаизлучения. Самыми распространенными в этом применении являются источники синхротронного излучения. 18 В середине сороковых годов XX века появились новые резонансные циклические ускорители синхротроны, предназначенные для ускорения заряженных частиц. Почти сразу на этих установках было обнаружено излучение, испускаемое ускоренными частицами, достигнувшими релятивистских скоростей и движущимися по искривленной траектории. Излучение получило название «синхротронное», которое в первое время рассматривалось как вредный эффект, мешающий ускорению частиц из-за потерь энергии. Однако через некоторое время из–за своих уникальных свойств это излучение стало широко применяться. В семидесятых годах прошлого века появились электронные накопители, способные работать без инжекции пучка в течение длительного времени, генерируя синхротронное излучение. Сегодня на базе электронных накопителей высоких энергий созданы специализированные источники синхротронного излучения, образующие вокруг себя огромные исследовательские центры. Длина волны синхротронного излучения зависит от ускоряемых частиц, их энергии и величины магнитного поля. Синхротронное излучение имеет очень высокую интенсивность, почти не достижимую при использовании иных источники излучения. Возможность изменять длину волны синхротронного излучения при помощи монохроматора, его высокая интенсивность и малая угловая расходимость являются очень важными свойствами для задач визуализации, так как позволяют существенно снизить дозовую нагрузку на исследуемые объекты, увеличить контраст итоговых изображений и повысить скорость получения данных. Кроме обычного метода получения изображений, основанного на поглощении излучения в веществе, при работе с синхротронным излучением можно использовать эффект рефракции или рассеяния фотонов на границах раздела сред. Благодаря описанным свойствам синхротронное излучение широко применяется в тех диагностических процедурах, где требуется высокое качество снимков, таких как ангиография, маммография и других. 19 На синхротроне ANKA в Технологическом Институте Карлсруэ (Германия) в 2009 г. на установке для получения томограмм и топограмм добились пространственного разрешения 1,8 мкм [56]. Эта же команда исследователей в работе [57] описывает результаты, полученные на синхротронном пучке, где ученые исследовали процесс пищеварения таракана Periplaneta americana. Установка позволила получить данные с пространственным разрешением 5,5 мкм и с 250 кадрами в секунду, а для неживых объектов были достигнуты 40 000 кадров в секунду. Созданная установка позволяет получать более 30 томограмм в секунду с обработкой результатов в реальном времени. Такое высокое пространственное и временное разрешение связано с использованием синхротрона в качестве источника, в силу его высокой светимости и узкой направленности пучка синхротронного излучения. С другой стороны, применение синхротрона в качестве источника имеет и минусы. Большими недостатками являются громоздкость, высокая стоимость синхротрона, дороговизна эксплуатации, ограниченность в экспериментальном времени. Кроме того, энергетическая эффективность использования таких установок в качестве источника рентгеновского настолько специфична, что сравнение их с другими источниками не корректно. Чтобы получать синхротронное излучение с энергией в несколько десятков кэВ энергия электронов в ускорителе должна быть порядка нескольких ГэВ [58, 59]. Проблема создания компактного рентгеновского источника с требуемыми параметрами не остается без внимания. Так группа ученых из Фраскати (Италия) в лаборатории X-Lab LFN-INFN создали настольную установку, основанную микрокапиллярной на оптике, микрофокусной позволяющую рентгеновской проводить трубке и исследования с микронным разрешением [60, 61]. В этих работах описано применение специально разработанной оптики, представляющей собой особым образом скомпонованные сборки, состоящее из большого количества узких трубок 20 (капилляров) в которых распространяется рентгеновское излучение, отражаясь от внутренних стенок. Такие микрокапиллярные линзы позволяют фокусировать и дефокусировать излучение, делать пучок параллельным, менять направление распространения лучей и многое другое. В работе [62] описано получение томограмм с пространственным разрешением 10 мкм на схожей настольной установке с применением рентгеновской трубки. Стоит отметить, что эти исследования существенно уступают вышеописанным, основанным на применении синхротрона, во временном разрешении, однако имеют массу неоспоримых достоинств в силу того, что в качестве источника применялась обычная рентгеновская трубка. Безусловно, использование монохроматического рентгеновского источника ведет к существенному снижению дозы при повышении контрастности изображения. К сожалению, дополнительная монохроматизация пучка рентгеновского излучения трубки с помощью кристаллического монохроматора обеспечивает фиксированную энергию линии характеристического излучения при практически полном подавлении сплошного тормозного спектра. Интенсивность монохроматических линий вне пиков характеристического излучения весьма слабая и не обеспечивает необходимых для приложений параметров. Вопросы создания рентгеновского источника с требуемыми параметрами на основе компактных электронных ускорителей усиленно прорабатываются в последние годы [63]. В основе таких источников могут быть, например, линейные ускорители, бетатроны и микротроны. В работах [64, 65] демонстрируются возможности получения регулируемой линии электромагнитного излучения в области до 40 кэВ на электронных ускорителях с энергией частиц до 50 МэВ. Работа с ускорителями в качестве импульсных источников излучения имеет ряд особенностей. Так как ток в импульсе существенно больше средних значений, используемые детекторы должны быть способны к работе с достаточно высокими мощностями доз. Кроме того высокая частота 21 повторения импульсов и быстрые смены профиля интенсивности пучка добавляют требования к быстродействию регистрирующей аппаратуры. Плюсом при работе с импульсными источниками является то, что в цикле работы детекторов часть времени необходима для обработки и передачи сигналов, в течение которого излучение не регистрируется. Таким образом, при использовании постоянно действующих источников, возникает излишняя дозовая нагрузка, а при синхронизации импульсного источника с детектирующим оборудованием, бесполезная дозовая нагрузка исключается. Однако при работе с импульсными электронными ускорителями необходимо учитывать их специфику: интенсивность излучения, частоту генерации импульсов, расходимость и равномерность излучения. Характерные частоты генерации импульсов современных микротронов и линейных ускорителей десятки герц. Максимальной частотой среди компактных электронных ускорителей обладает бетатрон, значение которой можно считать 1 кГц (характерная частота на текущий момент 400 Гц). Таким образом, быстродействие используемого детектора должно соответствовать этим требованиям. Таким образом, исследования и разработка технологий для создания томографического оборудования на базе импульсных источников, отвечающего современным требованиям и позволяющего снизить дозовые нагрузки на исследуемые объекты являются важными и актуальными. Основной целью данной работы является исследование возможности применения импульсных источников излучения для получения проекционных и томографических изображений при пониженных дозовых нагрузках и экспериментальная апробация их применения на созданных прототипах рентгеновских установок с субмиллиметровым пространственным разрешением. Созданные прототипы рентгенографических установок, позволяющие получать как проекционные снимки, так и томографические изображения с субмиллиметровым разрешением, будут использованы для сравнения 22 дозовых нагрузок на исследуемый объект, оценки экономической эффективности применения детекторов различного типа, возможности использования стандартизированного математического обеспечения. Уникальность установок заключается в том, что в их основу заложен импульсный источник рентгеновского излучения, синхронизованный с детектирующими устройствами, что позволяет существенно снизить дозовую нагрузку на исследуемые образцы. Дозовая нагрузка на исследуемые объекты не должна превышать значения максимально допустимые при медицинских обследованиях. Установки должны позволять получать изображения с пространственным разрешением менее одного миллиметра. Результатом работы является два макета для получения проекционных снимков и синограмм, предназначенных для восстановления из них томографических срезов отдельных слоев. Первый макет создан на базе многоканального стрипового полупроводникового детектора на основе арсенида галлия. В основе второй установки лежит многоканальный газоразрядный линейный детектор. Все типы итоговых изображений имеют субмиллиметровое изображение. Оба макета реализованы на оборудовании, разработанном и произведенном в России. Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, семи приложений и списка цитируемой литературы, содержащего 103 библиографические ссылки. Общий объем диссертации составляет 124 страницы и включает 46 рисунков и 7 таблиц. Во введении обоснована актуальность темы диссертации, проведен краткий обзор литературы на тему исследования. Описана структура диссертации и сформулированы основные задачи, решаемые в ней. В первой главе описана экспериментальная установка для получения информации о внутреннем распределении плотности исследуемых объектов на базе многоканального стрипового полупроводникового GaAs детектора. Исследовано ее пространственное 23 разрешение. Описаны основные технические проблемы, которые решались во время сборки и отладки установки. Приведены результаты исследований основных параметров созданной установки. Во второй главе описана установка на основе многоканального линейного газоразрядного детектора рентгеновского излучения, предназначенная для получения рентгеновских проекционных снимков. Приведены результаты измерений основных характеристик прототипа. Показаны результаты съемки различных объектов. Описаны способы определения оптимальных геометрических параметров установки. В третьей главе описывается применение вышеописанных установок для получения томографические синограмм, срезы. из Описан которых выбор далее восстанавливаются томографических методов. Приведены результаты томографического восстановления распределения плотности внутренней структуры отдельных слоев исследуемых объектов. Обсуждаются полученные результаты и перспективы их применения. В четвертой главе описана методика измерения дозовых нагрузок от импульсного источника рентгеновского излучения при исследованиях на созданных установках. Приводятся результаты расчетов эквивалентных доз, поглощенных объектами при получении проекционных и томографических снимков. Приводятся результаты исследований пространственных дозовых характеристик бетатрона ОБЬ-4 и анализируется его пригодность для использования в качестве источника излучения на созданных прототипах. В Заключении излагаются основные результаты диссертации. В приложениях 1-3 представлены копии полученных при выполнении работы свидетельств о государственной регистрации программ для ЭВМ. В приложениях 4 и 5 приведены блок-схемы зарегистрированного в рамках выполнения работы программного обеспечения. В приложениях 6 и 7 представлены копии актов о внедрении результатов научных исследований соискателя. 24 Глава 1. ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ С ЦИФРОВЫХ ПОМОЩЬЮ РЕНТГЕНОВСКИХ МНОГОКАНАЛЬНОГО ЛИНЕЙНОГО ПОЛУПРОВОДНИКОВОГО ДЕТЕКТОРА К визуализации внутренних структур объектов даже в рамках очень близких областей применения предъявляются совершенно различные требования по разрешению, контрасту, максимально допустимой дозе облучения и другим параметрам. Так, например, в медицине для диагностики повреждений костных тканей обычно необходимо исследовать области размерами в несколько десятков сантиметров. При этом достаточное значение пространственного разрешения итоговых изображений обычно составляет 1-2 парам линий/мм. В то же время для таких задач как маммография размеры исследуемых областей существенно меньше, а размеры объектов, анализируемых для постановки диагноза, требуют, чтобы разрешение изображений было не меньше 5 пар линий/мм. Подобная ситуация имеет место не только в медицине, но и почти во всех остальных областях применения рентгеновской визуализации. Известно, что для многоканальных газовых детекторов, в силу физических свойств, существуют ограничения в максимально достижимом пространственном разрешении. Вдобавок при работе с многоканальными газонаполненными детектирующими системами, так или иначе, возникает проблема низкой контрастности, вызванная тем, что такие системы имеют общий газовый объем, в котором лавинный разряд неизбежно частично распределяется на несколько соседних детектирующих элементов. Достойной альтернативой этим системам являются многоканальные полупроводниковые детекторы, лишенные описанных недостатков. Однако они имеют свои собственные, одним из которых является их относительная дороговизна. Тем не менее, при необходимости создать установку для изучения объектов с линейными размерами, 25 не превышающими 10-20 см, многоканальные полупроводниковые детекторы подходят самым лучшим образом. Стоит отметить, что полупроводниковые многоканальные системы также, как и остальные типы детекторов, имеют ограничения в минимальном размере детектирующих элементов, но эти ограничения несравнимо меньше, чем у газоразрядных установок. В данной главе описывается работа по созданию прототипа рентгеновской установки для изучения внутренней структуры объектов, основанного на многоканальном полупроводниковом детекторе. Для создания установки с чувствительным элементом, основанным на полупроводниковых детекторах, был выбран линейный тип детекторов на основе арсенида галлия компенсированного хромом (GaAs:Cr). При попадании рентгеновских лучей в рабочее тело арсенидгаллиевого действием детектора образуются приложенного электронно-дырочные электрического поля заряды пары. Под движутся к электродам, вследствие чего на электроде детектирующего элемента формируется токовый импульс, который передается на многоканальное устройство считывания, обрабатывающее сигналы либо в режиме единичного счета, либо в режиме интегрирования. Сигналы со всех детектирующих элементов сборки поступают на аналого-цифровой преобразователь, где оцифровываются и передаются на персональный компьютер. Несмотря на то, что новые детекторы рентгеновского излучения на основе арсенида галлия имеют ряд специфических особенностей и недостатков [66, 67] выбор был сделан в их пользу, а не в пользу широко применяемых кремниевых. Достоинствами GaAs детекторов являются такие свойства, как прямое преобразование энергии рентгеновских квантов в электрический рентгеновского сигнал, большие излучения, значения эффективность 26 коэффициента поглощения сбора и заряда высокая радиационная стойкость, в сравнении с газовыми и кремниевыми устройствами. Линейный тип детектора был выбран по причине их невысокой стоимости, в сравнении с матричными системами. 1.1. Микростриповый полупроводниковый детектор GaAs-640-0.2 Микростриповый полупроводниковый детектор GaAs-640-0.2 является прототипом и был разработан в 2006 г. в Государственном научном центре Институте физики высоких энергий (ГНЦ ИФВЭ). Геометрические размеры одного детектирующего элемента: ширина 200 мкм, длина 2 мм, толщина чувствительной области 200 мкм (рисунок 1.1). Рисунок 1.1 – Схематический вид микростриповой сборки с геометрическими размерами Детекторы имеют высокую, близкую к 100%, эффективность регистрации квантов рентгеновского излучения для энергий в диапазоне до 27 200 кэВ. Такая эффективность определяется атомным номером и плотностью вещества, из которого изготовлено рабочее тело детектирующих элементов устройства. Детектирующая линейка набирается из отдельных сборок, в каждую из которых входит 128 чувствительных элементов, две 64-канальные микросхемы и ситалловая плата сопряжения микросхем и детекторов. Плата посредством сигнальной шины осуществляет связь с аналого-цифровым преобразователем и оперативной памятью сборки, работающей под общим управлением центральной платы. Микросхема выполняет следующие функции: масштабирование тока от каждого детектирующего элемента с коэффициентом 1, 6, 60; вычитание задаваемого тока; одновременное интегрирование разностного тока в каждом из 64 каналов с использованием емкостей 12, 3, 1, 0,25 пФ; двойную выборку и последовательную коммутацию на один дифференциальный выход микросхемы. Микростриповая сборка, аналого-цифровой преобразователь и оперативная память образуют отдельный автономный модуль системы. С помощью нескольких модулей можно набирать необходимый размер сканирующей области. На рисунке 1.2 приведен фрагмент фотографии линейного микрострипового детектора с питчем 200 мкм с балочным соединением детектора и платы сопряжения. 28 Рисунок 1.2 – Фрагмент фотографии линейного микрострипового детектора Рентгеновское излучение вводится в торец микростриповых детекторов, что, при длине стрипов 2 мм, обеспечивает близкую к 100% эффективность регистрации рентгеновского излучения для энергий до 200 кэВ. Ниже на рисунке 1.3 приведена упрощенная блок-схема микросхемы, с 64 входами, осуществляющей преобразование ток-заряд-напряжение с последовательным выводом уровней сигналов на выход микросхемы. Ток с каждого детектирующего элемента подается на вход микросхемы обработки, где интегрируется в течение времени вывода данных из микросхемы на микроконденсаторах Са1-Са64. Время считывания значений напряжений на конденсаторах Cb1-Cb64 определяется скоростью коммутации ключей Sc1-Sc64 и задается частотой внешнего генератора. 29 Рисунок 1.3 – Блок-схема микросхемы микрострипового детектора В момент вывода сигнала ключи Sa1-Sa64 и Sb1-Sb64 разомкнуты. Таким образом, происходят два параллельных процесса: интегрирование токов со стрипов на микроконденсаторах Ca1-Ca64 и считывание уровней напряжения с конденсаторов Cb1-Cb64. Перезарядка конденсаторов происходит в конце цикла считывания, при замыкании ключей Sb1-Sb64 c последующей разрядкой конденсаторов Ca1-Ca64 через ключи Sa1-Sa64. Внутренний, служебный, цикл работы системы составляет по времени менее 6% от общего цикла. Таким образом, благодаря одновременной работе процессов вывода и накопления информации эффективное время работы детектирующей системы превышает 94%. Линейный детектор, использовавшийся этой в работе, состоит из 5 стриповых сборок, включающих по 128 чувствительных элементов длиной 25,6 мм, что, в общем, составляет 640 чувствительных элементов, длину 128 мм и ширину 200 мкм. Стриповые сборки размещены в термокамере, которая охлаждается до температуры +5° C с помощью элементов Пельтье. Теплая сторона элементов 30 охлаждается с помощью вентиляторов. Питание элементов Пельтье и напряжение смещения на детекторах осуществляется при помощи блока питания под контролем плат управления. Внешний представлен на вид микрострипового рисунке 1.4. На полупроводникового внешней части корпуса детектора модуля детектирования находятся электронные блоки управления и устройства передачи данных в оперативную память системы, а также разъемы для коммутации с системами сбора и обработки информации. Рисунок 1.4 – Внешний вид микрострипового полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 Блок питания в целях уменьшения веса и размера детектирующей части устройства реализован отдельно от модуля детектирования. Время экспозиции чувствительных элементов задается частотой внешнего генератора и определяется следующим образом: (1.1) где τэкс – время экспозиции отдельной строки; 68 – количество операций каждого мультиплексора при обработке отдельной строки: из них 64 операции соответствуют количеству детекторов, а 4 цикла необходимы для 31 выполнения внутренних команд; 10 – количество 64-канальных сборок, которых по очереди опрашивают два мультиплексора платы управления; fген – частота внешнего генератора. На рисунке 1.5 представлена временная диаграмма работы детектора GaAs-640-0.2. Рисунок 1.5 – Временная диаграмма работы детектора GaAs-640-0.2 В момент поступления первого сигнала с внешнего генератора на вход блока детектирования «clock» в блоке генерируется внутренний сигнал «line», обозначающий момент начала сбора информации с детекторов для новой строчки. В момент генерации сигнала «line» в блоке начинает генерироваться группа внутренних сигналов «strobe», состоящая из 640 импульсов. Каждый из сигналов «strobe» генерируется в момент прихода импульса с внешнего генератора, и их частота равна его частоте. Эти сигналы запускают сбор информации с очередного детектирующего элемента (по очереди, по одному элементу с каждой из десяти 64-канальных сборок). Следующие сорок импульсов с внешнего генератора, поступившие после 32 группы сигналов «strobe», отвечают за внутренние команды детектирующей сборки (по четыре импульса для каждой из десяти сборок). Таким образом, для сбора данных со всех детектирующих элементов (для получения одной строчки) необходимо, что бы с внешнего генератора на вход блока детектирования «clock» пришло 680 сигналов. 1.2. Рентгеновский аппарат РАП-160-5 Источником рентгеновского излучения в установке был выбран переносной рентгеновский аппарат РАП-160-5, разработанный для работ при неразрушающем контроле, для досмотра багажа, для научных целей и прочих задач. Устройство имеет относительно небольшой вес и воздушное охлаждение, что позволяет использовать его не только в стационарных установках, но и как переносное устройство. Аппараты этой серии являются частотно-импульсными источниками. Рентгеновское излучение формируется при подаче на трубку высоковольтных импульсов по форме близких к прямоугольным. Частота импульсов излучения изменяется в зависимости от величины установленного анодного тока и напряжения, и варьирует от 100 до 830 Гц. Время импульса излучения составляет около 140 мкс [68]. На рисунке 1.6 представлен внешний вид рентгеновского аппарата РАП-160-5. В таблице 1.1 приведены основные характеристики аппарата. 33 Рисунок 1.6 – Внешний вид рентгеновского аппарата РАП-160-5 Для синхронизации с другими устройствами аппарат имеет выход, на котором генерируется сигнал в момент начала генерации импульса рентгеновского излучения. Таблица 1.1 – Основные характеристики рентгеновского аппарата РАП-160-5 Характеристика, единица измерения Значение Максимальное напряжение на аноде, кВ 160 Минимальное напряжение на аноде, кВ 40 Шаг анодного напряжения, кВ 1 Максимальный ток анода, мА 5 Минимальный ток анода, мА 0,4 Шаг анодного тока, мА 0,1 Максимальная мощность, кВт 0,6 Размеры фокусного пятна, мм 1,2x1,2 Мощность дозы при анодном напряжении 160 кВ и токе 5 мА на 0,5 м от выходного окна, Р/мин не менее 16 Значения длительности экспозиции (шаг 1 с), с от 1 до 9999 Масса (излучателя, блока питания, пульта), кг 16,0/8,0/0,3 Размеры излучателя (ДxГxВ), мм 320x200x390 Размеры блока питания (ДxГxВ), мм 305x270x210 34 Здесь указывается интегральное значение тока в силу того, что трубка является импульсным источником. Выбор этого устройства был определен его невысокой стоимостью, возможностью широкой регулировки параметров излучения и наличием выхода, позволяющего реализовать синхронизацию с другими устройствами, такими, как детектор. 1.3. Цифровая рентгеновская установка на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 Для упрощения механической части прототипа в реализованной схеме движется не детектор, а объект исследования. На рисунке 1.7 изображена схема описываемой установки. 1 – рентгеновский аппарат; 2 – исследуемый объект; 3 – полупроводниковый детектор; 4 – щелевой коллиматор; 5 – персональный компьютер Рисунок 1.7 – Схема рентгеновской установки на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 35 Каждый снимок является отдельной строчкой изображения. Сигналы с устройства передаются на плату обработки персонального компьютера, где переводятся в цифровой вид и обрабатываются. Набор снимков (строчек) формирует цифровое изображение, которое может подвергаться дополнительной обработке. Скорость перемещения объекта определяет разрешение итогового снимка в направлении перпендикулярном детекторной линии. Чем меньше скорость объекта, тем больше количество строчек на единицу длины. Однако уменьшать скорость перемещения имеет смысл до тех пор, пока смещение объекта за период регистрации строчки будет больше ширины детектирующих элементов, что составляет 200 мкм. В противном случае, одни и те же элементы исследуемого объекта будут попадать в детектируемую область более одного раза, а такая дублирующая информация бесполезна. Кроме этого нужно учитывать, что уменьшение скорости перемещения объекта приводит к увеличению экспозиции, а значит и суммарной дозовой нагрузки на исследуемый объект. Работа над созданием этой установки, над решением возникавших при этом технических задач, работа по определению основных свойств прототипа и описание результатов опубликованы в трудах [69-72]. 1.4. Синхронизация установки на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 Полупроводниковая линейка GaAs-640-0.2 была сконструирована для работы с источником излучения постоянного действия с использованием внешнего генератора частоты, который запускает каждую из 68 операций на мультиплексах (рисунок 1.5), указанных в формуле (1.1). Получая частотный сигнал, линейный детектор выполняет определенное действие, соответствующее текущему рабочему состоянию и переходит в режим ожидания следующего частотного сигнала с внешнего генератора. 36 Однако в собранной установке должна осуществляться синхронизация с рентгеновской трубкой РАП-160-5, которая генерирует один сигнал в момент начала генерации каждого импульса излучения. Таким образом, при каждом сигнале от источника излучения на вход блока детектирования «clock» (смотри рисунок 1.5) необходимо подавать группу сигналов из 680 импульсов, необходимую для полного цикла сбора информации на детекторе. В силу описанных особенностей, синхронизация приемника с рентгеновским аппаратом была реализована с помощью отдельного устройства, сконструированного и запрограммированного специально для этой задачи. Блок-схема установки с устройством синхронизации представлена на рисунке 1.8. 1 – рентгеновский аппарат; 2 – щелевой коллиматор; 3 – объект исследования; 4 –блок детектирования; 5 – блок синхронизации; 6 – аналогоцифровой преобразователь; 7 – персональный компьютер; 8 – осциллограф Рисунок 1.8 – Блок-схема синхронизованной установки на базе детектора GaAs-640-0.2 37 Излучение с рентгеновского аппарата РАП-160-5 1, проходя через щелевой коллиматор 2, частично поглощается в объекте исследования 3 и попадает в чувствительную область блока детектирования GaAs-640-0.2 4. В момент генерации импульса излучения рентгеновским аппаратом на соответствующем выходе формируется синхронизирующий сигнал длительностью около 140 мкс. Данный сигнал поступает на вход блока синхронизации 5. При получении синхроимпульса блок синхронизации с некоторой задержкой генерирует группу сигналов из 680 импульсов, которая подается на вход блока детектирования «clock». Под управлением этой группы сигналов осуществляется один полный цикл опроса чувствительных элементов детектора GaAs-640-0.2. Информация с блока детектирования на выходе «out» после обработки аналого-цифровым преобразователем 6 поступает на персональный компьютер 7. В силу того, что детектор GaAs-640-0.2 является прототипом, для удобства работы с устройством внутренние сигналы «line» и «strobe» выведены на внешнюю часть корпуса. Эти сигналы, а также дубль сигнала с блока синхронизации, поступают на входы осциллографа 8. На рисунке 1.9 представлена временная диаграмма работы детектора GaAs-640-0.2 под управлением синхронизирующего устройства. 38 Рисунок 1.9 – Временная диаграмма работы детектора GaAs-640-0.2 под управлением синхронизирующего устройства Время экспозиции детектирующих элементов в этой схеме увеличилось до периода генерации импульсов рентгеновским аппаратом РАП-160-5. Стоит отметить, что излучение на трубке генерируется не во время всего цикла, однако излучение от одного импульса полностью делает вклад в информацию очередной строчки. Во время анализа данных получаемых с синхронизованной установки выяснилось, что существенно увеличенное время экспозиции приводит к насыщению детектирующих элементов, и результирующие данные не несут информации об образце. Для решения этой проблемы устройство синхронизации было доработано таким образом, чтобы оно генерировало 39 дополнительную предварительную группу сигналов для обнуления датчиков после накопления фона в период между сигналами с источника. На рисунке 1.10 представлены временные диаграммы работы детектора GaAs-640-0.2 под управлением доработанного синхронизирующего устройства. Рисунок 1.10 – Временная диаграмма работы детектора GaAs-640-0.2 под управлением синхронизирующего устройства после доработки После поступления данных на персональный компьютер информация, получаемая в процессе обнуления детектирующих элементов, отбраковывалась при помощи разработанного программного обеспечения. Последние доработки системы синхронизации блока детектирования с источником излучения с введением обнуляющего цикла позволили получать данные, несущие информацию о внутренней структуре исследуемых объектов. 40 1.5. Получение снимков и повышение их качества на установке на базе линейного полупроводникового детектора GaAs-640-0.2 Данные с детектора после оцифровки записывались на носитель персонального компьютера в числовом виде. Для конвертирования результатов было разработано специальное программное обеспечение, преобразующее цифровой код данных в графическое изображение. На рисунке 1.11 представлено одно из первых графических изображений, полученных на созданной установке. Рисунок 1.11 – Проекционный рентгеновский снимок бруска сосны с саморезом и системой крепления, полученный при помощи детектора GaAs-640-0.2 Снимок необходимости имеет ряд очевидных усовершенствования дефектов, которые программного привели инструмента к для обработки графических данных, получаемых на этой установке. Видно, что десять сборок, из которых состоит линейный детектор, на изображении перепутаны местами. Приходящая очередность сборок следующая: 7, 8, 9, 10, 1, 5, 3, 4, 2, 6. Для оперативного решения этой проблемы было приято 41 решение, программно переставлять столбцы сборок в необходимую очередность. Кроме этого, по изображению ясно, что необходима калибровка детектирующих элементов по чувствительности к излучению. Видно, что детекторы в отдельных сборках имеют приблизительно одинаковую чувствительность, что обусловлено общей частью электроники обработки сигналов, однако для повышения качества изображений было принято решение разрабатывать калибровочный алгоритм, пересчитывающий уровни сигналов каждого детектирующего элемента независимо. С этой целью был изготовлен калибровочный образец (многоступенчатая «лестница») из тканеэквивалентного материала с шагом толщины 10 мм. Чертеж образца представлен на рисунке 1.12, размеры указаны в миллиметрах. Рисунок 1.12 – Чертеж калибровочного образца Наличие у образца нескольких ступеней позволяет делать калибровку детектирующих элементов по аппроксимированной линии чувствительности второго порядка. В рамах работы над описанными задачами синхронизации, фильтрации и калибровки данных, а также визуализации результатов были созданы 42 специальные программные регистрацию (смотри решения, Приложения 1-3). прошедшие государственную Разработанное программное обеспечение выполняет амплитудную калибровку по задаваемым областям изображения и задаваемому уровню интенсивности по кривым второго порядка, реализует дискриминацию данных, отвечающих аппаратным флуктуациям датчиков, делает перестановку частей изображения в необходимом порядке, полученных от разных групп детекторов сборки, и конвертирует результаты в графический формат. Блок-схемы созданных программ приведены в приложениях 4, 5. Результаты, обработанные на созданном программном обеспечении, показали, что из-за аппаратного несовершенства детекторного блока чувствительность детекторов настолько нестабильна и ее смещение столь непредсказуемо, что необходимо делать калибровку каждого отдельного снимка. Дальнейшая работа выявила, что у основной части детекторов в процессе облучения в течение времени изменяется порог чувствительности по спектру и интенсивности излучения. Причем изменения происходят как в направлении повышения чувствительности, так и понижения. Замечено, что этот эффект также имеет общий характер для элементов, принадлежащих одной сборке. На рисунке 1.13 представлены два снимка компьютерного манипулятора мыши с калибровочной лестницей, полученных при разной предварительной лучевой подготовке. Снимок, находящийся слева сделан после 10 с работы источника. Правый снимок сделан после 80 с облучения трубкой. 43 а) – длительность предварительного облучения 10 с; б) – длительность предварительного облучения 80 с Рисунок 1.13 – Снимки компьютерной мыши с калибровочной лестницей Видно, что часть сборок при небольшом времени предварительного облучения работает в оптимальном режиме, в то время как другая часть находятся в насыщении. После лучевой обработки ситуация меняется: детекторы, с которых поступал качественный сигнал насыщаются, а те сборки, сигналы которых были неудовлетворительные, выдают хорошее изображение. Комбинация данных, полученных при разной предлучевой обработке, позволила получить изображения, представленные рисунке 1.14. а) – компьютерная мышь; б) – рыба Pleuronectes platessa Рисунок 1.14 – Рентгеновские снимки тестовых объектов 44 на На представленных изображениях видно, что некоторые из датчиков работают нестабильно, из-за чего на изображении имеются яркие вертикальные полосы. Несмотря на множество аппаратных и программных решений, примененных в установке, несовершенство блока детектирования являлось причиной искажений итоговых изображений и не позволяло использовать полученные результаты для качественного изучения внутренней структуры образцов. 1.6. Стриповый твердотельный детектор GaAs-512-0.1 Описанные в предыдущем разделе проблемы, возникавшие при работе с детектором GaAs-640-0.2, делали невозможным создание стабильно работающей системы рентгеновской визуализации на его основе, позволяющей получать снимки необходимого качества. Было принято решение о замене детектирующей части установки. Основываясь на полученном опыте, были сформулированы следующие требования к характеристикам и режимам работы нового детектора: Ethernet протокол для соединения с персональным компьютером; возможность синхронизации с импульсным источником излучения по TTL сигналу; разрядность АЦП не менее 8 бит; пакетная передача данных; 1 строчка детекторов; 512 детекторов в строчке; детекторный шаг не более 100 мкм; контрастная чувствительность не более 1,5%; динамический диапазон не менее 200; максимальная частота генерации строчек не менее 1 кГц для возможности работы с импульсным электронным ускорителем; регистрируемая энергия квантов в диапазоне (25-250) кэВ; питание от сети ~220 В, 50 Гц. Для создания новой детектирующей части на основе выработанных рекомендаций было подготовлено техническое задание, по которому в Сибирском физико-техническом институте (СФТИ) имени академика В.Д. Кузнецова при Томском Государственном Университете был изготовлен многоканальный стриповый детектор GaAs-512-0.1. 45 На рисунке 1.15 приведен внешний вид многоканального линейного детектора излучения GaAs-512-0.1. Рисунок 1.15 – Внешний вид многоканального детектора GaAs-512-0.1 Новый детектор хоть и является прототипом, его конструкция достаточно отлажена, а электронная схема на много совершенней чем у предыдущего устройства. Среди большинства преимуществ детектора GaAs-512-0.1 важно отметить способность работать при комнатных температурах и высокое быстродействие, позволяющее работать при любых частотах, и соответственно режимах, применяемого импульсного источника. Блок детектирования состоит из четырех модулей, на каждом из которых установлен 128-канальный стриповый GaAs-детектор. На рисунке 1.16 представлена GaAs-512-0.1. 46 структурная схема прибора 1 – приемник излучения; 2 – модуль детектирования; 3 – микросхема считывания; 4 – блок детектирования; 5 – интерфейсный блок; 6 – персональный компьютер Рисунок 1.16 – Структурная схема стрипового детектора GaAs-512-0.1 Приемники рентгеновского излучения 1, смонтированные в модули детектирования 2, образуют линейку чувствительных элементов, которая преобразует поступающее в нее рентгеновское излучение в электрический заряд. Микросхемы считывания сигналов 3, сопряженные с модулями детектирования, обеспечивают сбор накопленного детекторами заряда и передачу информации о величине этого заряда на каждом из детекторов. Модули детектирования детектирования 4. и Передача микросхемы информации считывания с блока образуют блок детектирования осуществляется по специальной шине в интерфейсный блок 5, из которого, собранная уже со всех модулей информация, направляется для обработки в персональный компьютер 6, отвечающий кроме этого за управление всем детектирующим устройством. На рисунке 1.17 представлена временная диаграмма работы детектора GaAs-512-0.1. 47 Рисунок 1.17 – Временные диаграммы работы детектирующего устройства GaAs-512-0.1 По синхронизирующему сигналу начинается цикл работы устройства. Пороги синхронизации равны 1,25 В, 2,5 В, 6,25 В, 12,5 В. Через временной интервал задержки t1, задаваемый оператором на персональном компьютере, начинается регистрация излучения. Интервал t1 определяет задержку интегрирования относительно синхроимпульса и служит для оптимизации работы детектора в случаях, когда излучение генерируется не сразу после генерации синхронизирующего импульса, либо когда для выхода источника излучения на рабочий режим требуется какое-то время. Длительность интервала интегрирования t2, во время которого происходит накопление заряда на детекторах, также задается оператором. Накопленный при этом заряд пропорционален поглощенному детекторами рентгеновскому излучению. Таким образом, интервал t2 является временем экспозиции детекторов τ . После набора заряда наступает интервал t3, в течение которого происходит преобразование величины этого заряда в цифровой вид. Интервал обработки t3 является фиксированной величиной и составляет 140 мкс. Период строк T складывается из интервала задержки t1 (пауза может задаваться равной нулю), из времени интегрирования t2 и из времени обработки данных t3. Из этого следует, что минимальный период регистрации строки T не может быть меньше времени обработки данных – 48 140 мкс. Таким образом, быстродействие используемого детектора позволяет работать с электронными ускорителями (бетатроны, микротроны и линейные ускорители) в качестве источников рентгеновского излучения. Период строк может задаваться по сигналу внутренней синхронизации, частота которого задается оператором, или по внешнему сигналу предусмотрен выход синхронизации. В приборе GaAs-512-0.1 также синхронизирующего сигнала для сопряжения с другими устройствами. На выходе синхронизации формируются импульсы с амплитудой 5 В с задержкой относительно сигнала запуска t4 и длительностью t5, как показано на рисунке 1.17, значение которых также устанавливается оператором. В таблице 1.2 представлены основные паспортные данные описываемого детектора. Таблица 1.2 – Основные характеристики многоканального детектора излучения GaAs-512-0.1 Наименование параметра, единица измерения Значение Напряжение питающей сети, В (175-250) Частота питающей сети, Гц (45-65) Температура окружающей среды, °C (10-35) Максимальная влажность воздуха при 30°C, % 95 Максимальная потребляемая мощность, Вт 30 Детекторный шаг, мкм 100 Количество детекторов, шт 512 Ширина чувствительной области, мм 51,2 Минимальный динамический диапазон 500 Максимальная контрастная чувствительность, % 1 Общая масса, кг 5 Максимальные геометрические искажения, % 1,5 Интерфейс с персональным компьютером IEEE802.3u 49 Поскольку каждый детектор имеет собственный интегратор, накопление заряда со всех детекторов происходит одновременно. Это позволяет получать информацию с детекторов как одну строку изображения, зафиксированную в один момент. Путем постоянного опроса линейки детекторов построчно складывается изображение принимаемого рентгеновского изображения. Информацию, полученную с детекторов на персональном компьютере, можно привести в любой вид, включая двумерное изображение, при этом одна ось такого изображения будет совпадать с направлением сканирования объекта, а вторая ось формируется самой линейкой детекторов. Программное обеспечение, поставляемое с устройством GaAs-512-0.1, позволяет управлять блоком детектирования, отвечает за прием данных с блока, за обработку данных, визуализацию и сохранение на накопителях персонального компьютера. Одной из функций обработки является калибровка сигналов с отдельных детекторов. Каждый из детектирующих элементов сборки имеет собственный уровень темнового тока и собственную чувствительность. Разброс этих параметров по данным производителя составляет не более 20%, однако на изображениях без калибровки сигналов будут нежелательные полосы перпендикулярные линии детекторов. Для калибровки данных необходимо измерить уровень тока с детекторов без излучения (уровень черного) и уровень сигналов при прямом, неослабленном поглощением излучении источника (уровень белого). Калибровка заключается в вычитании из сигналов детекторов уровня черного и последующем выравнивании сигналов по уровню белого. Поставляемое с детектором GaAs-512-0.1 программное обеспечение позволяет проводить калибровку как в реальном времени при получении данных с блока детектирования, так и в процессе обработки сохраненных данных. 1.7. Проекционные снимки на установке на базе детектора GaAs-512-0.1 50 В схеме для получения проекционных снимков детектор и источник покоятся. Сканирование происходит при перемещении исследуемого объекта между ними. Схематичное расположение узлов установки принципиально не отличается от схемы, приведенной на рисунке 1.7. При работе с многоканальным детектором GaAs-512-0.1 возникла проблема, связанная с несоответствием синхросигналов источника и детектора. Длительность синхронизующего импульса с рентгеновской установки составляет 140 мкс, а длительность импульса, ожидаемого детектором, должна быть 10 мкс. Проблема была решена путем применения устройства, разработанного ранее для рентгеновской установки на базе линейного сканирующего газоразрядного детектора ПРИЗ-1536 (смотри Главу 2). Разрешение всей установки определялось при помощи получения рентгеновских снимков тест-объекта (измерительной миры). В работе использовался тест-объект типа ТПР-2, представляющий собой пластину из плексигласа толщиной 2 мм, использующийся в качестве тканеэквивалентного материала. На пластину нанесен слой свинца толщиной 0,05 мм, имеющий насечки с определенной шириной и расстоянием между ними. Минимальный размер насечек различимый на снимке позволяет определять разрешение рентгенографической установки. Различимость элементов изображения определялось при помощи функции Profiler программного обеспечения ISee!, разработанного в Федеральном институте исследований и контроля материалов Германии (BAM). Для идентификации размеров насечек на мире нанесена маркировка, выраженная в количестве пар линий на миллиметре поверхности. Используемая мира позволяет определять разрешение в диапазоне от 1,0 до 10,0 пар линий/мм. На рисунке 1.18 представлен результат съемки миры, полученный при помощи одного 128-канального модуля детектирования. 51 Рисунок 1.18 – Рентгеновский снимок тест-объекта миры ТПР-2 Полученные значения разрешения вдоль линии перпендикулярной детекторной были равны 2,5 парам линий/мм, а вдоль детекторной линии колебались в диапазоне от 4,5 до 5 пар линий/мм, и зависели от взаимного расположения миры и линейки детектирующих элементов. Работа над созданием этой установки и результаты, полученные на ней, были опубликованы в трудах [73, 74]. При помощи созданного прототипа были получены серии снимков объектов различных типов. На рисунке 1.19 представлен пример проекционного снимка, полученного на установке с полупроводниковым детектором. Объектом исследования являлся брусок сосны размерами 33x53x18 мм. 52 Рисунок 1.19 – Проекционный рентгеновский снимок бруска сосны Pinus sylvestris с саморезом и системой крепления На однородном фоне видны линейные артефакты, вызванные недостаточно качественной нормировкой уровней сигналов. Нелинейное изменение чувствительности отдельных детектирующих элементов при промежуточной интенсивности излучения на промежутке от уровня черного (полного отсутствия рентгеновского излучения) до уровня белого (сигнала от прямого неослабленного поглощением в объекте пучка) искажает итоговый графический результат. Нелинейную зависимость подтверждает рентгеновский снимок калибровочного образа (многоступенчатой калибровочной «лестницы», смотри рисунок 1.12), полученный представленный на рисунке 1.20. 53 на описываемой установке, Рисунок 1.20 – Проекционный рентгеновский снимок калибровочной лестницы из плексигласа Видно, что при белом уровне сигнала, когда между источником и детектирующими элементами нет объектов, ослабляющими излучение, изображение более равномерно и не имеет существенных искажений. Это справедливо и для сильно затемненных областей изображения. Однако при промежуточных значениях интенсивности получаемого сигнала, то есть при небольшой толщине поглотителя, неравномерность проявляется намного сильнее, и проявление тем заметней, чем сигнал больше отличается от крайних значений черного и белого, по которым проводилась калибровка результатов. Это говорит о необходимости проведения дополнительной калибровки с учетом нелинейности зависимости сигналов с чувствительных элементов от полученной экспозиционной дозы излучения. Кроме этого на рисунке 1.20 можно различить несколько горизонтальных линий выбивающихся из общего изображения. Эти дефекты вызваны тем, что детектор GaAs-512-0.1 является прототипом и на момент получения снимков его аппаратная и программная части еще находились в процессе отладки. Несмотря на описанные недостатки, на полученном изображении бруска сосны (смотри рисунок 1.19) четко идентифицируются годовые 54 кольца дерева и остальные детали исследуемого объекта. Как показано, размер различимых элементов исследуемого объекта существенно меньше миллиметра и близок к пространственному разрешению детектора. 55 Глава 2. ПОЛУЧЕНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ С ЦИФРОВЫХ ПОМОЩЬЮ РЕНТГЕНОВСКИХ СКАНИРУЮЩЕГО МНОГОКАНАЛЬНОГО ГАЗОРАЗРЯДНОГО ДЕТЕКТОРА Развитие технологий создания многоканальных полупроводниковых детекторов достигло того уровня, при котором только с их помощью можно решить большинство рентгенографических задач, систем. возникающих Одновременно перед с этим, разработчиками в связи с определенными фундаментальными ограничениями, стойко укрепилось мнение о том, что многоканальные газоразрядные детекторы не способны обеспечивать достаточное пространственное разрешение и контрастность, необходимые для решения современных рентгенографических задач. Пристальное внимание только к полупроводниковому типу детекторов отодвинуло на второй план разработки технологий создания многоканальных детекторов остальных типов, не смотря на их возможные преимущества в определенных условиях. Такими преимуществами могут быть низкая стоимость, простота изготовления, большие геометрические размеры области наблюдения (вплоть до 1 м2). Большинство исследований в сфере разработки многоканальных детекторов сейчас направлено на повышение разрешения систем путем уменьшения размеров отдельных детектирующих элементов [75]. Однако не все рентгенографические задачи связаны с исследованием объектов малых размеров. количестве Кроме того увеличение детектирующих разрешения элементов уменьшает при фиксированном размер сборки и увеличивает стоимость ее изготовления. Так, для исследования внутренней структуры объектов с линейными размерами в несколько десятков сантиметров, цена полупроводникового линейного детектора с детекторным шагом в десятки микрон может достигать сотен тысяч долларов, не говоря о матричных сборках, цена которых имеет почти квадратичную зависимость от линейных размеров. 56 При исследовании структуры крупных объектов требования к пространственному разрешению итоговых снимков не всегда слишком высокие. В силу этого возникает идея использовать в таких случаях многоканальные газоразрядные детекторы. Не смотря на то, что физические ограничения не позволяют создавать сверхкомпактные линейные газоразрядные детекторы и накладывают массу сложностей при создании матричных газоразрядных детекторов, все же с применением современных сканирующих газоразрядных детекторов можно добиться субмиллиметрового пространственного разрешения, что в полной мере соответствует требованиям большого количества задач. В данной главе описывается создание прототипа установки для объемного исследования внутренней структуры объектов. В рамках этой работы на цифровой рентгеновской установке, состоящей из рентгеновского излучателя РАП-160-5, штатива с электромеханической системой сканирования и газоразрядного приемника рентгеновского излучения ПРИЗ-1536, были сделаны снимки различных образцов, таких как микроэлектронные устройства, рыба и мелкие грызуны. Показано, что для изучения объектов подобного рода достигнуты достаточные значения контрастности и пространственного разрешения установки. 2.1. Линейный сканирующий газоразрядный детектор ПРИЗ-1536 В качестве детектирующей части в установке использовался цифровой линейный многоканальный газоразрядный детектор рентгеновского излучения ПРИЗ-1536, разработанный в ИЯФ СО РАН (г. Новосибирск), предназначенный рентгеновского излучения в для преобразования электрические сигналы информации в цифровых рентгенографических аппаратах. Внешний вид газоразрядного детектора ПРИЗ-1536 представлен на рисунке 2.1. 57 Рисунок 2.1 – Внешний вид многоканального газоразрядного детектора ПРИЗ-1536 Рентгеновский последовательного снимок на сканирования установке тонким получается веерообразным путем пучком рентгеновского излучения. Информация о распределении интенсивности излучения за исследуемым объектом измеряется с помощью линейки детекторов, а для получения всего снимка производится механическое сканирование. Детектор представляет собой плоский конденсатор. Сигнальная плоскость состоит из 1536 сигнальных полосок, шаг чувствительных элементов 250 мкм, время интегрирования сигнала 2,5 мс, напряжение на дрейфовом электроде 1 кВ [76]. На рисунке 2.2 представлена блок-схема газоразрядного детектора излучения ПРИЗ-1536. 58 многоканального 1 – ионизационная камера; 2 – электроник чтения; 3 – персональный компьютер; 4 – источник питания; 5 – система позиционирования Рисунок 2.2 – Блок-схема многоканального газоразрядного детектора ПРИЗ-1536 Поглощенное в ионизационной камере 1 рентгеновское излучение ионизует газ, образуя в нем заряженные частицы. Под действием электрического поля заряды дрейфуют к электродам камеры. Для устранения параллаксной ошибки, чувствительные полоски камеры расположены веерообразно и ориентированы на расстояние 1350 мм, на котором должен располагаться фокус рентгеновской трубки. Заряды, накопленные на каждой полоске, по специальной шине передаются на электронику чтения 2. Также электроника чтения обеспечивает ионизационную камеру высоким напряжением. После обработки данные с электроники чтения посредством интерфейса Ethernet передаются на персональный компьютер 3. Электроника чтения получает необходимое напряжение с низковольтного источника питания 4, который подключается к внешней сети питания 220 В, 50 Гц. 59 Вся вышеописанная часть детектора и коллиматор, расположенный перед ионизационной камерой, размещены на системе позиционирования 5. Система позиционирования связана с персональным компьютером через порт RS-485. Связь необходима для управления штативом и передачи информации о текущем состоянии механической системы компьютеру. Система позиционирования позволяет автоматически перемещать детектор по дуге с радиусом кривизны 1350 мм, Что также сделано в целях устранения параллаксной ошибки. На рисунке 2.3 представлена временная диаграмма цикла работы детектора ПРИЗ-1536. Рисунок 2.3 – Временная диаграмма работы детектора ПРИЗ-1536 При появлении синхронизующего сигнала в детекторе начинается процедура обработки строки t1 длительностью 4,5 мс. Одновременно с этим с задержкой t3, не превышающей 30 мкс, устройство переходит в режим регистрации излучения, который заканчивается за время t4, равное 20 мкс, до окончания цикла обработки накопленных данных. Из выше сказанного следует, что время интегрирования τэкс≈4,45 мс. После обработки данных детектору необходимо время t2, равное 0,5 мс, для перехода в режим полной готовности к новому циклу регистрации строки. Таким образом, минимальный период регистрации строчек T равен 60 сумме t1 и t2, что составляет 5 мс, и определяет максимальную частоту работы детектора 200 Гц. Такое быстродействие детектора соответствует режимам работы линейных импульсных ускорителей и микротронов, а так же значительной части современных бетатронов, что позволяет использовать детектор в системах с компактными электронными ускорителями в качестве источника излучения. Детектор способен работать в режиме внутренней синхронизации (в этом случае частота генерации строчек будет максимальная и равная 200 Гц), а также в режиме внешней синхронизации, при этом частота синхроимпульсов может быть любой, но не превышать 200 Гц, в противном случае детектор автоматически переходит в режим внутренней синхронизации. Шаг чувствительных полосок детектора ПРИЗ-1536 определяет разрешение вдоль детектора, а разрешение по направлению сканирования определяет выбранный оператором шаг смещения детектора при сканировании и ширина коллиматора, расположенного на входном окне камеры. Управление системой позиционирования, накопление информации, обработка, запись и вывод цифровых изображений осуществляется на персональном компьютере посредством программного продукта «LDRD «Siberia». Двигаясь по дуге окружности, детектор сканирует, получая информацию о распределении интенсивности излучения за исследуемым объектом. Каждый отдельный снимок является одной строчкой, а для получения всего снимка программным путем производится последовательное сложение строчек в двухмерное изображение. Приемник регистрирует распределение рентгеновского излучения вдоль дуги длиной 400 мм. Привод сканирующего штатива обеспечивает равномерное синхронное перемещение коллиматора и приемника рентгеновского излучения с максимальной скоростью 46 мм/с. Время 61 получения полноформатного рентгеновского изображения (время сканирования поля размером 400x400 мм) составляет не более 10 с. Характеристики и параметры устройства ПРИЗ-1536 представлены ниже в таблицах 2.1 и 2.2. Таблица 2.1 – Конструктивные параметры ПРИЗ-1536 Наименование параметра, единица измерения Значение Не менее Не более Количество чувствительных элементов в строке 1536 Шаг чувствительных элементов, мм 0,261 Ширина рентгеночувствительного окна, мм 400 Давление газа криптон в приемнике при температуре 2 22°С, МПа Расстояние фокус-приемник, мм 2,5 1350 Масса, кг - • многоканальная ионизационная камера – 12,2 • электроника чтения БОС – 1,1 • источник питания ИП-5 – 0,9 Рабочая температура, °С 15 35 Время интегрирования сигнала, мс 2,5 5 Разрядность АЦП, бит 14 Среднее значение темнового тока, отсчет АЦП Среднее значение шума, отсчет АЦП Число работающих каналов, шт. Средняя чувствительность, отсч. АЦП/мкР 15000 16000 – 4 1534 1536 8 – Для нормальной работы детектора необходимо напряжение 1 кВ на дрейфовом электроде. Такое напряжение обеспечивает полный сбор 62 ионизированных частиц возникающих в рабочем объеме детектора. Высоковольтный источник расположен в блоке электроники. Таблица 2.2 – Основные характеристики приемника рентгеновского излучения ПРИЗ-1536 Наименование параметра, единица измерения Значение Пространственное разрешение в горизонтальном и 2,0 вертикальном направлении, пар линий/мм Контрастная чувствительность, % не более 1,5 Динамический диапазон не менее 1600 Геометрические искажения, % не более 3 Размер щели формирующего коллиматора аппарата, мм 0,22x210 Детектор ПРИЗ-1536 хорошо подходит для решения поставленных в работе задач. Относительно высокое пространственное разрешение установки позволяет получить снимки исследуемых объектов с необходимым качеством и продемонстрировать эффективность применения данного типа детекторов при исследовании внутренней структуры объектов с линейными размерами в несколько десятков сантиметров. 2.2. Рентгеновская установка на базе сканирующего газоразрядного детектора Источником излучения в данной установке был выбран тот же рентгеновский аппарат РАП-160-5, что и в прототипе для получения цифровых рентгеновских изображений на базе многоканального линейного полупроводникового детектора. Напомним, что размеры фокусного пятна аппарата 1,2x1,2 мм. Анодное напряжение выбирается пользователем в диапазоне от 40 до 160 кВ. Интегральное значение импульсного анодного тока регулируется от 0,4 до 5 мА [68]. Мощность трубки при максимальных 63 значениях тока и напряжения на аноде 0,6 кВт. Частота импульсов излучения рентгеновской трубки изменяется автоматически в зависимости от величины установленного анодного тока и напряжения в диапазоне от 60 до 700 Гц. Длительность каждого импульса излучения составляет 140 мкс. Устройство оснащено выходом с синхросигналом, для реализации совместной работы с другими устройствами. Сигнал на выходе генерируется в момент начала излучения рентгеновского импульса. Геометрия установки была выбрана с учетом уже готовой системы позиционирования детектора. Схема взаимного расположения и перемещения основных узлов установки представлена на рисунке 2.4. Представленная на схеме геометрия неоднократно применялась с этим оборудованием [72] и зарекомендовала себя как эффективная и надежная. 1 – источник рентгеновского излучения; 2 – исследуемый объект; 3 – многоканальный газоразрядный детектор; 4 – коллиматор; 5 – система позиционирования детектора; 6 – персональный компьютер Рисунок 2.4 – Схема рентгеновской установки на базе сканирующего газоразрядного детектора 64 Неподвижный точечный источник генерирует импульсное рентгеновское излучение в направлении детектора. Детектор перемещается по дуге окружности с радиусом кривизны 1350 мм, рабочий ход детектора по дуге 400 мм. Фокусное пятно источника располагается в центре кривизны линии перемещения детектора. Между детектором и источником устанавливается неподвижный исследуемый объект. Расстояние между объектом исследования и детектором выбирается с учетом геометрических размеров образца. Если объект имеет размеры в диапазоне от 100x100 до 400x400 мм, то оптимально размещать его непосредственно перед детектором, что позволяет получить проекцию всего объема образца. Если исследуемый объект размерами не превышает 100x100 мм, то более целесообразно размещать его непосредственно перед источником излучения, что в силу расходимости пучка позволяет получить увеличенное изображение на проекции [77, 78]. 2.3. Исследование внутренней структуры объектов без синхронизации с рентгеновским источником В начале работы синхронизировать систему не представлялось возможным, из-за несоответствия параметров синхронизирующего сигнала трубки требованиям детектора к синхроимпульсу. Поэтому снимки проводились при достаточно жестких в дозовом плане режимах работы рентгеновского аппарата (80 кэВ, 4,7 мА). Однако это позволило обеспечить квазипостоянный во времени поток рентгеновского излучения. В таких режимах были получены изображения различных образцов. Ниже приведены фотографии и рентгеновские снимки некоторых из них (рисунки 2.5, 2.6). 65 а) – фотография компьютерной мыши; б) – рентгеновский снимок компьютерной мыши Рисунок 2.5 – Исследуемый манипулятор «мышь» а) – фотография рыбы; б) – рентгеновский снимок рыбы Рисунок 2.6 – Исследуемая рыба Rutilus caspicus Полосы на кадрах являются результатом отсутствия синхронизации между рентгеновским аппаратом и системой детектирования. 66 2.4. Синхронизация рентгеновской установки Несмотря на относительно высокую информативность получаемых снимков, в целях повышения качества итоговых изображений и уменьшения дозовых нагрузок на образцы была поставлена задача синхронизации установки, однако при ее решении возник ряд сложностей. Проблема заключалась в том, что в режиме синхронизации с источником детектор ожидает синхроимпульс, длительность которого должна быть 10 мкс, амплитуда 5 В и частота импульсов не должна превышать 200 Гц, что обусловлено минимальным временем одного цикла обработки строки. В свою очередь частота генерации импульсов на рентгеновской трубке РАП-160-5 изменяется автоматически и зависит от выбранных режимов. На рисунке 2.7 представлены некоторые зависимости частот генерации синхроимпульсов от тока и напряжения на аноде, полученные экспериментально. Рисунок 2.7 – Зависимости частот генерации синхроимпульсов рентгеновским аппаратом РАП-160-5 от анодного тока и напряжения Во время измерений было выявлено, что при изменении напряжения на рентгеновской трубке частота меняется не при каждом значении, а в 67 диапазонах по 10 кВ. Из полученных значений частот, были выделены рабочие диапазоны, при которых частота синхроимпульса не превышает 200 Гц (смотри рисунок 2.7). Следующей сложностью являлось то, что непосредственно перед моментом излучения импульса трубка на соответствующем выходе генерирует синхронизующий сигнал амплитудой 5 В и длительностью 140 мкс. Для корректировки длительности синхронизующего импульса было разработано устройство, которое при получении на входе сигнала с синхронизующего канала трубки генерирует отдельный сигнал с заданными параметрами, передающийся на детектор в качестве синхроимпульса. На рисунке 2.8 изображена блок-схема установки на базе детектора ПРИЗ-1536 с применением созданного синхронизующего устройства. Рисунок 2.8 – Блок-схема синхронизованной установки на базе детектора ПРИЗ-1536 Излучение, генерируемое рентгеновским аппаратом 1, частично поглощаясь в объекте исследования 2, проходя через щелевой коллиматор 3, 68 регистрируется линейным детектором 4. В момент начала излучения источник генерирует синхронизующий сигнал длительностью 140 мкс, который поступает синхросигнала с на блок источника синхронизации 5. блок При синхронизации поступлении выдает импульс длительностью 10 мкс, который поступает на блок детектирования и запускает на нем цикл обработки данных. Система позиционирования 6 перемещает детектор, осуществляя продольное сканирование объекта исследования. Система позиционирования и блок детектирования связаны с персональным компьютером 7, который управляет установкой и осуществляет сбор и обработку данных. Режим синхронизации позволил выбирать меньшие значения анодного тока и напряжения, а также сократить время облучения, что привело к существенному снижению дозовой нагрузки на исследуемые образцы. Несоответствие работы детектора и источника приводило к случаям, когда излучение генерировалось источником не во время всего режима регистрации излучения τэкс, а только в его начале, конце, либо вовсе в момент t2 (смотри рисунок 2.3), когда детектор не восприимчив к излучению. Такая ситуация приводила к тому, что на изображениях появлялись темные линии направленные вдоль оси детектора [79]. На рисунке 2.9 электроинструментом, представлены снятого три в несинхронизированном режиме. 69 изображения кейса синхронизированном с и а), б) – несинхронизированные снимки; в) – синхронизованный снимок Рисунок 2.9 – Снимки электроинструмента в кейсе в синхронизованном и несинхронизированных режимах Снимок на рисунке 2.9в получен в синхронизованном режиме и не имеет полос в отличие от рисунков 2.9а и 2.9б. Ширина полос на изображениях разная и зависит от того на сколько сильно отличается частота генерации источником импульсов излучения от частоты работы детектора, то есть от 200 Гц. При получении изображения, представленного на рисунке 2.9а частота работы источника сильно отличалась от 200 Гц, о чем свидетельствуют узкие полосы и расстояния между ними. С другой стороны, при получении снимка изображенного на рисунке 2.9б разница частот была не слишком большой, и медленное смещение фаз объясняет большую широту полос и расстояний между ними. 70 2.5. Определение разрешения установки и оптимального положения исследуемого объекта Для нахождения оптимального положения исследуемого объекта на разных расстояниях от точки фокуса источника излучения делались рентгеновские снимки специальной измерительной миры, имеющей насечки разных размеров, предназначенной для определения разрешения рентгенографических установок. Самая мелкая визуально различимая насечка, определяла разрешение выбранной геометрии. Снимки делались как при ориентации насечек миры вдоль линии детекторов (вертикальное разрешение), так и при перпендикулярном положении насечек относительно детекторной линии (горизонтальное разрешение). Горизонтальное разрешение (перпендикулярно детекторной линии) установки определяется шириной отдельного детектирующего элемента и размером шага перемещающего штатива. Вертикальное разрешение (вдоль детекторной линии) зависит размера детектирующих элементов, то есть от детекторного шага чувствительной сборки. Экспериментально полученные зависимости горизонтального и вертикального разрешения установки от выбранного расстояния между исследуемым объектом и фокусом источника представлены на рисунке 2.10. 71 Рисунок 2.10 – Зависимость разрешения установки от расстояния между мирой и фокусом источника По графику видно, что наибольшее значение вертикального разрешения 1,4 пар линий/мм соответствует 100 см между исследуемым объектом и фокусом источника. Однако горизонтальное разрешение на этом расстоянии всего 0,7 пар линий/мм. Оптимальным расстоянием является 35 см, при котором разрешения в обоих направлениях равны 1,2 пар линий/мм. Однако при такой геометрии размер объекта, полностью умещающегося на одном снимке, ограничен восьмью сантиметрами по вертикали и десятью по горизонтали. Сложная зависимость, представленная на рисунке 2.10, формируется за счет суммарного влияния различных факторов. Так, в силу расходимости пучка, при приближении исследуемого объекта к источнику излучения растет коэффициент увеличения (увеличивается отбрасываемая теневая проекция), что улучшает разрешение. Однако при этом увеличивается расстояние между образцом и детектором, что приводит к большему 72 рассеянию лучей на воздухе, а значит к потере несомой излучением информации о внутренней структуре объекта. Разрешение детектора, определяемое детекторным шагом в 250 мкм, равно 2 парам линий/мм, что меньше, чем значения, полученные для всей установки. Эта разница обусловлена тем, что фокусное пятно источника имеет конечный размер 1,2x1,2 мм. Относительно большое фокусное пятно приводит к размытости границ. Кроме этого, разрешение установки снижается за счет рассеивания излучения на воздухе, так как пробег фотонов в данной геометрии составляет 135 см. 2.6. Результаты рентгеновского исследования биологических объектов в синхронизованном режиме На расстоянии 100 см от фокусного пятна трубки в режиме синхронизации были сделаны серии снимков биологических объектов – лабораторных крыс. Такое расстояние между объектами исследования и фокусом источника было выбрано с учетом того, что в этой геометрии было зафиксировано самое большое пространственное разрешение в вертикальном направлении, а также с учетом того, что размеры грызунов на расстоянии 35 см не позволяли полностью уместить их теневую проекцию в чувствительной области детектора ПРИЗ-1536. Примеры результатов съемки представлены на рисунке 2.11. 73 1 – резцы, 2 – трахея, 3 – сердце, 4 – легкие, 5 – диафрагма, 6 – тонкая кишка а) – профиль, б) – фас Рисунок 2.11 – Рентгеновские снимки лабораторной крысы Полученные снимки пригодны для анализа внутренней структуры грызуна. На снимках отчетливо определяются отдельные органы животного, такие как верхняя и нижняя челюсть, глазное яблоко, фаланги, пястные кости, ткани ушей, позвонки, сердце, ребра, диафрагма, шерсть и так далее. На снимках также хорошо определяются нарушения целостности кости черепа грызуна, имевшие летальный исход для исследуемого объекта. 2.7. Результаты эксперимента на установке с линейкой газоразрядных детекторов Было определено, что максимальное горизонтальное разрешение установки, определяемое размерами щели коллиматора, шириной детектирующих элементов и длиной шага перемещающего штатива, равно 1,2 парам линий/мм, что соответствует ~420 мкм, и оно достигается на 74 расстоянии 35 см между фокусным пятном детектора и исследуемым объектом. Максимальное вертикальное разрешение установки, равное 1,4 парам линий/мм, что соответствует ~360 мкм, регистрируется на расстоянии (95-105) мм. Это меньше разрешения детектора, равного 2 парам линий/мм, что обусловлено относительно большим размером фокусного пятна и рассеиванием излучения на воздухе. Использование установки в режиме синхронизации позволило на порядок уменьшить дозовые нагрузки на исследуемые объекты. Это подтверждает целесообразность применения импульсных источников в рентгенографии, не смотря на то, что это приводит к усложнению установок в целом. Результаты работы подтверждают, что использование газоразрядных детекторов при исследовании внутренней структуры крупных объектов, позволяет получить снимки достаточно высокого качества, что, с учетом разницы стоимости детекторных систем, является более целесообразным для данных задач, чем использование полупроводниковых систем [80-82]. Полученные результаты дают возможность создания на базе собранной установки системы, предназначенной для томографических исследований внутренней структуры образцов. 75 Глава 3. ТОМОГРАФИЧЕСКАЯ СУБМИЛЛИМЕТРОВЫМ ВИЗУАЛИЗАЦИЯ С ПРОСТРАНСТВЕННЫМ РАЗРЕШЕНИЕМ Несмотря на высокую эффективность методов изучения внутренней структуры объектов, основанных на получении проекционных рентгеновских изображений, качество результатов таких исследований удовлетворяет требованиям далеко не всех задач. При получении проекционных снимков тени от всех элементов исследуемых объектов, которые находятся на одной линии между детектором и источником, накладываются друг на друга, за счет чего снимки становятся менее информативными. Кроме этого, при помощи одного снимка невозможно определить взаимное положение элементов исследуемого образца вдоль линии проецирования. Томографические методы, позволяющие получать информацию об объектах, находящихся только в одном слое, не имеют таких недостатков. Поэтому развитие исследовательских этих и методов прикладных имеет больший областях. Один приоритет из в наиболее распространенных томографических методов основан на восстановлении структуры слоя из синограммы при помощи обратного преобразования Радона. Синограмма является графическим представлением поочередного сложения проекций одного слоя объекта, полученных под разными углами. На рисунке 3.1 схематично изображен метод получения строчек и принцип сложения из них синограмм. 76 Рисунок 3.1 – Схематичное представление принципа получения синограмм Излучение, проходя через объект, частично в нем поглощается и регистрируется линейным детектором. Информация об интенсивности излучения преобразуется в цифровой вид и модифицируется в графический – в полоску шириной в один пиксель, где градация яркости пикселя соответствует уровню зарегистрированного сигнала, а положение пикселя соответствует положению детектирующего элемента. После получения такой строчки, объект исследования поворачивается на заданный угол, и процедура повторяется. Последовательное сложение строчек, полученных при разных положениях образца, в двухмерное изображение образует синограмму. Если синограмму условно представить в виде графика на прямоугольной системе координат, то по оси абсцисс будут откладываться градусы, определяющие положение объекта, а по оси ординат – номер детектирующего элемента линейного детектора. Обратное преобразование Радона (смотри Введение) позволяет из таких данных восстановить структуру слоя, через который проходило излучение. Описанный метод предполагает применение параллельного пучка излучения. На практике чаще приходится сталкиваться с расходящимися пучками. В этих случаях в преобразования необходимо вносить изменения, учитывающие новую геометрию. 77 Стоит отметить, что вместо линейного детектора может использоваться матричная система. В этом случае вместо одной строчки регистрируется полученных двухмерная под проекция, разными углами а набор таких ориентации изображений, образца, позволяет восстановить структуру не одного слоя, а всего проецируемого объема. В этой главе описывается работа по созданию двух рентгенографических лабораторных прототипов рентгеновских установок, для получения синограмм, предназначенных для восстановления томографических изображений, а также результаты съемок, полученные на этих установках. В качестве источника излучения в прототипах используется импульсная рентгеновская трубка. Детектирующими частями установок являются многоканальный газоразрядный и линейный полупроводниковый детекторы. 3.1. Установки для рентгеновской визуализации В первой томографической системе детектирующим устройством является многоканальный стриповый твердотельный детектор рентгеновского излучения GaAs-512-0.1. Период генерации строк детектором может задаваться по внутреннему либо внешнему сигналу синхронизации. Минимальное время получения одной строчки – 140 мкс. Реализована функция, позволяющая выбирать время экспозиции в цикле. Разрешение детектора 5 пар линий/мм. Ширина чувствительной области 51,2 мм (смотри Раздел 1.6). Во второй установке детектирующей частью является цифровой линейный многоканальный газоразрядный детектор рентгеновского излучения ПРИЗ-1536. Сигнальная пластина устройства представляет собой 1536 сигнальных полосок с шагом 250 мкм. Ширина чувствительной области 384 мм. Время интегрирования сигнала фиксировано и равно 2,5 мс. 78 ПРИЗ-1536 также как и полупроводниковый детектор может работать по внутреннему и внешнему синхросигналу (смотри Раздел 2.1). Источником излучения в обоих прототипах является импульсный рентгеновский аппарат РАП-160-5. Размеры фокусного пятна аппарата 1,2x1,2 мм. Максимальная мощность трубки 0,6 кВт. Анодное напряжение можно изменять в диапазоне от 40 до 160 кВ. Значение анодного тока регулируется от 0,4 до 5 мА (смотри Раздел 1.2). После доработки, обе установки способны получать как проекционные снимки, так и синограммы. При получении синограмм в обеих установках источник исследуемый объект и детектор находятся на одной линии. Подвижным является только образец, который вращается на 360° по оси, перпендикулярной детекторной линии. Детекторы получают проекциистрочки при разных углах ориентации исследуемых образцов, которые складываются в синограммы. Стоит отметить, что технически для восстановления структуры слоя достаточно вращения образца на 180°. Однако, в силу того что рассеяние излучения на более глубоких слоях объекта снижает качество информации о предыдущих слоях, а также спектр полихроматичного пучка ужесточается за счет поглощения мягкой части в первых слоях, полный оборот позволяет производить более точное и равномерное по информативности восстановление. Разрешение итогового изображения, восстановленного из синограммы, зависит от величины шага угла вращения объекта: чем меньше шаг, тем выше разрешение. Нет смысла уменьшать шаг угла после того, как величина линейного смещения самых отдаленных от центра вращения элементов образца станет меньше ширины детектирующих элементов, т.к. при дальнейшем уменьшении вся дополнительная информация об образце будет дублирующейся. И наоборот: если смещение отдельных частей объекта исследования будет больше детекторного шага, информация о пропущенных 79 участках будет отсутствовать в синограмме и при реконструкции будет необходимо применять интерполяционные методы. Для определения оптимального шага углового смещения необходимо рассчитать оптимальное количество проекций для полного восстановления объема. Расчеты осуществляются по следующей формуле: (3.1) где No – оптимальное количество проекций; rsov – радиус цилиндрического объема, в который вписан вращающийся образец; Vres – эффективный размер воксела (минимального элемента цифрового объемного изображения, по аналогии с плоскими пикселями). Важно отметить, что Vres является объемным разрешением итогового трехмерного вокселного изображения (объемного растрового изображения, состоящего из элементарных объемов – вокселей) в случаях реконструкции из наборов теневых проекций или из нескольких синограммам и находится из следующего отношения: (3.2) где Pdet – детекторный шаг устройства регистрации; M – коэффициент геометрического увеличения. В случаях работы с одним слоем (одной синограммой), Vres является пространственным разрешением реконструированного изображения. Коэффициент геометрического увеличения M определяется по следующей формуле: (3.3) где Lsdd – расстояние между источником и детектором; Lsod – расстояние между источником и объектом исследования. После нахождения оптимального количества проекций значение оптимального шага углового смещения Δφ (в градусах) рассчитывается по следующей формуле: 80 (3.4) Из выше сказанного важно отметить, что на пространственное разрешение влияет размер объекта, от которого зависит величина линейного смещения элементов образца при вращении. Однако увеличение разрешения путем уменьшения шага угла имеет и ряд негативных последствий. Во-первых, с ростом количества угловых проекций увеличивается количество снимков, а значит и дозовая нагрузка на объект исследования. Во-вторых, при математических преобразованиях применяется система дифференциальных уравнений, количество которых зависит от количества детекторов и проекций. Так, например, при работе с синограммой, полученной при помощи линейного детектора со 128 чувствительными элементами и с шагом вращения 10 градусов (36 проекций), будет составляться система, состоящая из приблизительно 4600 дифференциальных уравнений, а при 1536 детектирующих элементах и шагом вращения 1 градус (360 проекций) количество уравнений составит более полумиллиона. Очевидно, что размер системы дифференциальных уравнений сильно влияет на скорость восстановления данных и повышает требования к вычислительной системе. Вследствие этого, на практике не редко реальное число проекций выбирают меньшим, чем число, рассчитываемое по формуле 3.1. Максимально допустимый угловой шаг определяется эмпирически для конкретной установки, режимов работы и объекта исследования с учетом необходимого уровня качества получаемых данных. Для эффективного и удобного восстановления данных очень желательно, что бы синограмма содержала информацию о точном положении объекта, то есть о центре вращения, о моменте начала и конца вращения и о текущем угле поворота. Фиксация таких данных при получении синограмм является нетривиальной задачей и дополнительных технических решений. 81 обычно требует применение 3.2. Геометрия установки на базе детектора GaAs-512-0.1 при получении синограмм В силу небольших геометрических размеров детектора GaAs-512-0.1 и, соответственно, исследуемых при помощи него объектов, а также расстояний между основными узлами установки и размера фокусного пятна источника, в установке с полупроводниковым детектором принимается допущение, что пучок рентгеновского излучения параллельный. Условная расположения схема и получения перемещения полупроводниковым линейным проекций, основных детектором а также узлов при взаимного установки с томографических исследованиях объектов представлена на рисунке 3.2. 1 – источник рентгеновского излучения РАП-169-5; 2 – исследуемый объект; 3 –линейный детектор GaAs-512-0.1; 4 – персональный компьютер Рисунок 3.2 – Условная схема рентгеновской установки на базе полупроводникового линейного детектора GaAs-512-0.1 для получения томографических срезов Расстояние между детектором и источником составляет 120 см. Объект исследования располагается на расстоянии 110 см от источника. Угол расходимости пучка рентгеновского излучения, чувствительную область детектора, равен 2,4°. 82 попадающего в 3.3. Геометрия установки на базе детектора ПРИЗ-1536 при получении синограмм В установке с газоразрядным детектором размер чувствительной части детектора сравним с расстоянием до источника, в силу этого в данном случае упрощение, заключающееся в том, что пучок излучения является параллельным, не допустимо. Схема получения проекций на установке с газоразрядным многоканальным детектором при съемке синограмм представлена на рисунке 3.3. 1 – источник рентгеновского излучения РАП-160-5; 2 – исследуемый объект; 3 – линейный детектор ПРИЗ-1536; 4 – персональный компьютер Рисунок 3.3 – Условная схема рентгеновской установки на базе газоразрядного линейного детектора ПРИЗ-1536 для получения томографических срезов Расстояние от детектора до источника равно 135 см и определяется радиусом кривизны перемещения детектора системой позиционирования и радиусом дуги фокусировки чувствительных полосок детекторной части, расположенных веерообразно в целях устранения параллаксной ошибки. Исследуемые объекты расположены на расстоянии 120 см от фокусного 83 пятна трубки. Угол расходимости пучка излучения, попадающего в чувствительную часть газоразрядного детектора равен 17,9°. В силу такой геометрии, используемые в этой установке, методы томографического восстановления должны быть подобраны с учетом расходимости рентгеновского пучка. 3.4. Используемые методы томографическй реконструкции Для восстановления томографического сечения из синограммы для случая параллельного пучка был выбран один из самых широко применяемых методов, основанный на обратном преобразовании Радона (смотри Введение). Для решения этих задач использовалась популярная вычислительная среда MATLAB. В пакете MATLAB обратное преобразование Радона для случая параллельного пучка реализовано в виде функции iradon, которая входит в пакет расширений Image Processing Toolbox. С описанием работы функции можно ознакомиться на официальном сайте разработчика системы MATLAB [83]. Для применения функции iradon необходимо знать следующие параметры синограммы: угловой шаг поворота объекта, полный угол сканирования, фактический центр вращения объекта с точностью до одного пикселя (иначе говоря, номер детектирующего элемента, который находился в центре вращения). Основная сложность при реализованной методике реконструкции заключается в том, что все эти параметры варьируются от эксперимента к эксперименту. Ели центр вращения относительно постоянен, то остальные параметры различны даже в двух подряд полученных синограммах. Чтобы повысить точность реконструкции их необходимо определять для каждой синограммы. Для этого использовался итерационный метод последовательного изменения каждого параметра с определенным шагом. Реконструкция проводилась многократно в цикле, с последующим анализом восстановленных сечений и фиксацией параметров на каждой итерации. Параметры, отвечающие наиболее четкому и контрастному 84 изображению сечения, принимались как рабочие, а результаты, восстановленные с ними, сохранялись. Создание алгоритма для восстановления из синограмм для случая веерного пучка имело ряд сложностей. В системе MATLAB имеется оператор, осуществляющий обратное преобразование Радона для случая веерного пучка, реализованный в виде функции ifanbeam. Сложность ее применения заключается в том, что она имеет ряд больших ограничений по входным параметрам [84], что делает невозможным непосредственное применение данной функции, в поставленных целях и на практике в целом. Было принято решение использовать для восстановления сечений в случае расходящегося пучка программное обеспечение NRecon, разработанное компанией Bruker micro-CT (бывший Skyscan) [85]. Пакет NRecon позволяет проводить реконструкцию структуры объекта из набора теневых проекций при произвольном угле расхождения пучка. Данный программный продукт не имеет ограничений на геометрию пучка, угловой шаг и полный угол сканирования. Очередная сложность заключалась в том, что программный пакет NRecon не предназначен для реконструкции сечений из синограмм. Для адаптации синограмм под реконструкцию программой NRecon их было необходимо модифицировать в наборы проекционных снимков. Идея заключалась в том, что каждую строку синограммы, представляющую собой теневую проекцию высотой 1 пиксель, можно многократно дублировать и сложить из этих дублей двухмерное изображение, имитирующее полноценный проекционный снимок. После такой процедуры данный набор псевдопроекций загружался в программу NRecon и обрабатывался обычным для нее способом. На рисунке 3.4 представлен пример такой реконструкции из псевдопроекций высотой 100 синограммы. 85 пикселей, полученных из одной Рисунок 3.4 – Пример объемной реконструкции из псевдопроекций в программе NRecon На представленном изображении видно, что объем составлен из одинаковых сечений. Четкие вертикальные линии хорошо это демонстрируют. Эта ситуация возникает вследствие того, что при использовании такого метода реконструкция всех сечений дает идентичный результат, так как все сечения являются копиями одного исходного, взятого из синограммы. 3.5. Результаты съемок на установке с полупроводниковым линейным детектором При помощи созданных прототипов рентгеновских установок были получены серии снимков объектов различной природы. Результатами съемок являлись синограммы, при помощи которых осуществлялась реконструкция томографических срезов исследуемых объектов. В целях определения оптимальных режимов работы источника и положения исследуемого объекта для получения синограмм предварительно проводился анализ проекционных снимков тех же образцов при различных 86 условиях. Полученные синограммы обрабатывались, после чего с их помощью восстанавливались томографические срезы. На рисунке 3.5 представлена синограмма того же соснового бруска, что и на рисунке 1.19, приведенного в Разделе 1.7, и восстановленный в пакете MATLAB томографический срез. а) – синограмма; б) – реконструированный томографический срез Рисунок 3.5 – Рентгеновские изображения бруска сосны Pinus sylvestris Недостатки визуализации, различимые на Рисунке 1.19, и описанные в Разделе 1.7, определяют артефакты, возникающие при восстановлении томографического среза. Линии на синограмме, вызванные несовершенством калибровки чувствительности детекторов, после реконструкции преобразуются в кольцевые артефакты. Не смотря на это, полученные томографические результаты имеют высокое качество, позволяющие анализировать внутреннюю структуру образцов. Пространственное разрешение полученных томографических изображений определялось по формулам 3.2 и 3.3 с учетом того, что расстояние между источником и детектором составляет 120 см, а между источником и объектом исследования – 110 см. Полученное расчетное значение равно 5,4 пар линий/мм (92 мкм), однако, при измерении тестобъектом мирой, пространственное разрешение составило 5 пар линий/мм. 87 Это объясняется рассеиванием излучения и большим размером фокусного пятна источника. Как известно, деревья имеют невысокую плотность, и разброс в профиле плотности годичных колец невелик [86]. Тем не менее, реконструированные слои бруска сосны демонстрируют возможность визуально различать годовые кольца растения, в том числе и те, размеры которых меньше миллиметра, что говорит о высоком контрастном разрешении созданной системы. 3.6. Результаты съемки на установке с газоразрядным детектором Размеры чувствительной области газоразрядного детектора ПРИЗ-1536 позволяют в качестве исследуемых образцов использовать объекты, имеющие размеры сопоставимые с человеческим телом. В качестве исследуемого образца был выбран модуль низкоконтрастного разрешения комбинированного фантома для компьютерной томографии AAPM CT Performance Phantom Model 610. На рисунке 3.6 приведена фотография модуля низкоконтрастного разрешения. Рисунок 3.6 – Модуль низкоконтрастного разрешения комбинированного фантома AAPM CT Performance Phantom Model 610 88 Модуль изготовлен из материала с рентгеновской плотностью (коэффициентом по шкале Хаунсфилда) максимально приближенной к тканям человека. Тест-объект представляет собой диск с диаметром 203,2 мм и имеет отверстия на плоскости с различными диаметрами от 2,5 до 7,5 мм с шагом 0,5 мм. Расстояния между центрами отверстий равны двум их диаметрам [87]. На рисунке 3.7 приведен срез модуля, восстановленный при помощи того же математического аппарата программного пакета MATLAB, что использовался при работе с данными, полученными при помощи установки, основанной на полупроводниковом детекторе. Рисунок 3.7 – Срез тест-объекта, реконструированный с использованием математического метода, разработанного для геометрии с параллельным пучком излучения На представленном рисунке видно, что собранная установка обладает достаточным контрастным разрешением, чтобы на восстановленном изображении можно было различить тестовые отверстия фантома. Однако границы этих отверстий и объекта в целом смещены, что говорит о несоответствии геометрии в алгоритме восстановления структуры с 89 реальной. Проблема возникает из-за того, что в описываемой установке, угол расхождения регистрируемого рентгеновского пучка, составляет 17,9° и математический метод восстановления, разработанный для параллельных пучков излучения применять нельзя. На рисунке 3.8 представлен срез модуля низкоконтрастного разрешения, восстановленный из той же синограммы, что и срез, представленный на рисунке 3.7, но при помощи программы NRecon с применением специально разработанного алгоритма, учитывающего расходимость пучка рентгеновского излучения (смотри Раздел 3.4). Рисунок 3.8 – Срез тест-объекта, реконструированный с использованием математического метода, разработанного для геометрии с расходящимся пучком излучения На представленном рисунке видно, что контрастность изображения существенно выше и смещение границ сведено к минимуму, до величины размера пикселя. Небольшое их наличие обусловлено несовпадением физического центра вращения с осью «источник-детектор», которое имело место при получении синограмм. На изображении присутствуют лучевые артефакты в районе металлического стержня, на котором крепился модуль. Данный вид искажений является обычным для рентгеновской томографии и вызван 90 низкой прозрачностью материала крепежа для используемого спектра излучения. Кроме этого есть небольшая зернистость однородных участков изображения. Этот эффект возникает за счет флуктуаций при регистрации излучения многоканальным газоразрядным детектором. Флуктуации возникают при недостаточно высокой интенсивности регистрируемого излучения. Интенсивность снижена из-за относительно большой толщины модуля низкоконтрастного разрешения и используемого режима работы источника. Пространственное разрешение томографических изображений рассчитывалось по тем же формулам 3.2 и 3.3, что и для установки с полупроводниковым детектором. В этом случае расстояние между источником и детектором равно 135 см, а между источником и объектом исследования – 120 см. Расчетное пространственное разрешение составляет почти 2,3 пар линий/мм (222 мкм). Как и в предыдущем случае, при измерении мирой, пространственное разрешение определялось несколько меньшим, чем расчетное, и составляло 2,1 пар линий/мм. Результаты работы, описанной в этой главе, опубликованы в трудах [88-91]. 91 Глава 4. ДОЗОВЫЕ НАГРУЗКИ НА ОБЪЕКТЫ ОТ ИМПУЛЬСНОЙ РЕНТГЕНВСКОЙ ТРУБКИ И БЕТАТРОНА При работе с ионизирующим излучением рано или поздно возникает вопрос оценки дозовых нагрузок на объекты исследования. При создании дефектоскопических либо досмотровых систем пределы максимально допустимых дозовых нагрузок обычно достаточно высоки, либо вовсе отсутствуют. При работе с биологическими объектами естественные ограничения по радиационной безопасности не всегда позволяют выбирать желаемые интенсивности излучения и энергетический спектр. Кроме этого, если речь идет о медицинских диагностических процедурах, радиационные нагрузки накладывают ограничения на количество обследований. Все это создает сложности при таких обследованиях, а зачастую даже приводит к невозможности их проведения. Снижение дозовых нагрузок на исследуемые объекты сегодня является одной из главных задач, возникающих перед разработчиками рентгенографического оборудования, предназначенного для изучения биологических объектов. В данной главе описывается работа по измерению дозовых нагрузок на объекты, возникающих рентгенографических системах. при исследованиях Приводятся на результаты созданных исследований пространственных дозовых характеристик бетатрона ОБЬ-4 и анализируется его пригодность для использования в качестве источника излучения на созданных прототипах. Дозы оценивались как для режимов работы при получении проекционных двухмерных снимков, так и синограмм, предназначенных для восстановления сечений – томографических срезов, позволяющих изучать внутреннюю структуру объектов в объеме. Для достижения поставленной цели была разработана методика измерения мощности дозы от импульсного источника. 92 Измерения проводились при тех же режимах работы рентгеновской трубки, в которых она работала во время получения изображений на установках. Были измерены мощности поглощенных доз и рассчитаны эквивалентные дозы для исследуемых объектов. Результаты этих расчетов показали существенное снижение дозовых нагрузок на образцы по сравнению с общепринятыми методиками. 4.1. Разработка методики измерения мощности дозы от импульсного источника Дозиметрические измерения с импульсными источниками имеют ряд сложностей. В силу того, что трубка РАП-160-5 излучает всего около 2% времени, ток в импульсе сравнительно большой – приблизительно в 50 раз больше средних значений. Таким образом, применяемое дозиметрическое оборудование должно быть способно к работе с достаточно высокими мощностями доз. Кроме того высокая частота повторения импульсов и быстрые смены профиля интенсивности пучка добавляют требования к быстродействию регистрирующей аппаратуры. В процессе поиска способа определения мощности дозы в режимах, при которых делались снимки, выбор был сделан в пользу накопительных дозиметров, лишенных недостатков, связанных с быстродействием, а также способных работать в широком диапазоне мощностей доз. Однако данный тип дозиметров позволяет определять лишь накопленную дозу. Для получения значений мощности дозы необходимо учитывать время экспозиции дозиметров. Принцип работы термолюминесцентных дозиметров основан на накоплении энергии рабочим телом дозиметра (на образовании центров свечения) при воздействии на них ионизирующего излучения. Накопленная энергия высвечивается при нагреве рабочего тела в виде светового излучения видимого диапазона. Зависимость интенсивности свечения от температуры при нагреве дозиметра является кривой термовысвечивания, имеющей 93 значения максимумов при некоторых значениях температуры. Амплитуды этих максимумов интенсивности световых свечений в области основного пика кривой и интегральная сумма под основным пиком пропорциональны поглощенной дозе излучения. Значение амплитуды максимума интенсивности светового излучения в области дозиметрического пика либо интегральной светосуммы под пиком, позволяет получать значение эквивалента дозы. Для проведения экспериментов были выбраны твердотельные термолюминесцентные дозиметры типа ДТЛ-02, предназначенные для индивидуальной дозиметрии персонала, разработанные для измерения доз фотонного излучения. На рисунке 4.1 представлено изображение дозиметра ДТЛ-02 в собранном и разобранном виде. Рисунок 4.1 – Дозиметр термолюминесцентный типа ДТЛ-02 и его составляющие Дозиметр ДТЛ-02 состоит из корпуса, внутри которого размещена подложка с двумя термолюминесцентными детекторами на основе LiF: Mg, Ti, и крышки с фторопластовым фильтром для коррекции энергетической зависимости чувствительности. Крышка закрывает отверстие в корпусе и фиксирует подложку с детекторами, предотвращая попадание видимого света, влаги и пыли на детекторы. Термолюминесцентные дозиметры ДТЛ-02 предназначены для регистрации индивидуального эквивалента дозы фотонного излучения на 94 глубине 1000 мг∙см-2 в диапазоне энергий от 15 кэВ до 10 МэВ. Диапазон измерения эквивалента дозы фотонного излучения от 20 мкЗв до 10 Зв. Дозиметры используются в составе термолюминесцентных дозиметрических систем. Более подробно характеристики дозиметров ДТЛ-02 приведены в таблице 4.1 [92]. Таблица 4.1 – Технические характеристики дозиметра ДТЛ-02 Наименование характеристики Однородность партии дозиметров при дозе облучения 10 мЗв, не Значение 20 более, % Порог регистрации, не более, мЗв 0,05 Воспроизводимость (коэффициент вариации показаний) при дозе 7,5 облучения 10 мЗв, не более, % Линейность в диапазоне доз от 0,05 мЗв до 1,5 Зв, не более, % 10 Энергетическая зависимость показаний: - в диапазоне от 15 до 100 кэВ, не более, % 25 - в диапазоне от 100 до 10000 кэВ, не более, % 5 Максимальное отклонение нулевой точки при воздействии света 0,05 в течение 24 часов при освещенности 1000 Вт/м2, мЗв Максимальное отличие от показаний дозиметров хранящихся в 5 темноте при воздействии света в течение 168 часов при освещенности 1000 Вт/м2, % Максимальное отклонение нулевой точки после хранения в 0,05 течение 30 суток (самооблучение), мЗв Остаточная светосумма: - порог регистрации после облучения дозой 100 мЗв, не 0,05 более, мЗв - изменение чувствительности при уровне дозы 2 мЗв, не более, % 95 10 Продолжение таблицы 4.1 Наименование характеристики Максимальное отличие чувствительности от соответствующего Значение 15 нормальному углу падения после облучения фотонами (60±5) кэВ в двух перпендикулярных плоскостях для углов падения 20°, 40° и 60°, % Максимальное отличие значения от условно истинного для дозиметров, облученных в начале или конце периода хранения - при хранении в течение 30 суток в нормальных условиях, % 5 - при хранении в течение 90 суток в нормальных условиях, % 10 - при хранении в течение 30 суток при +50° С и 20 относительной влажности 65 %, % - при хранении в течение 30 суток при +20° С и 20 относительной влажности 90 %, % Максимальные отличия от значений, полученных в нормальных 10 условиях, для дозиметра, снятые после падения с высоты 1 м на цементный пол, % Многократность использования детектора, без его разрушения, не 200 менее, циклов Рабочая температура окружающей среды, °С Относительная влажность окружающей среды, не более, % (-35-+50) 95 Рабочее атмосферное давление, кПа (84,0-106,7) Габаритные размеры дозиметра, не более, мм 65x26x14 Масса дозиметра, не более, г 25 Дозиметры ДТЛ-02 удовлетворяют требованиям решаемой задачи: рабочие пределы мощностей доз и поглощенных доз соответствуют измеряемым режимам, накопительный тип дозиметров решает проблему со скоростью регистрации дозы. Кроме того имеющийся в распоряжении 96 коллектива дозиметрический комплекс, основанный на дозиметрах ДТЛ-02, откалиброван и поверен соответствующими службами. 4.2. Оценка эквивалентных доз при рентгеновских визуализациях Для определения мощностей доз в точках расположения образцов при визуализациях, дозиметры ДТЛ-02 располагались на той же высоте и расстоянии от рентгеновского аппарата РАП-160-5. После этого дозиметры подвергались облучению в тех же режимах работы источника, при которых делались проекционные снимки и синограммы. Облучение производилось в течение фиксированного временного интервала. Зафиксированные дозиметрами дозы, делились на время экспозиции, из чего получались значения мощностей доз в условиях, при которых делались рентгеновские снимки. При вычислениях учитывалась дополнительная коллимация излучения узкой щелью, располагаемой между объектом и источником. Кроме этого расчет дозы производился с учетом полезного времени облучения. Ситуация заключается в том, что имеющаяся в распоряжении механика, использовавшаяся для позиционирования объектов при визуализациях, не предоставляет возможность синхронизации ее работы с остальными узлами установок. Кроме этого диапазон рабочих скоростей перемещения механики не позволяет двигать объекты со скоростями оптимальными для данных измерений. Таким образом, часть снимковстрочек, сделанных при визуализациях, была бесполезна и позже отбрасывалась, а дозовая нагрузка, полученная во время их съемки, была излишней. Расчет эквивалентных доз на исследуемые объекты, возникающих при исследованиях на созданных рентгенографических прототипах, проводился по формуле, представленной ниже: 97 (4.1) где Eобр – эквивалентная доза полученная образцом; tобр – время облучения образца при получении снимка; Eдоз – значение дозы, полученной дозиметром; tдоз – время облучения дозиметра; k – коэффициент, равный отношению количества полезных строчек к количеству отброшенных. Коэффициент k зависит от выбранного режима работы трубки, исследуемого образца и требуемого разрешения итогового проекционного или томографического снимка. В установке с полупроводниковым детектором для проекционных рентгеновских снимков параметры установки определили эквивалентную дозу равную 14 мкЗв. При получении синограмм на этой установке доза составила 2,8 мЗв. Как видно имеется существенная разница эквивалентных доз при проекционных снимках и томографических. Это обусловлено тем, что при получении проекционного снимка каждый слой образца облучается единожды. Напротив, при получении синограммы делается серия снимков одного и того же слоя но при разных ориентациях объекта. При получении проекционных снимков на прототипе с газоразрядным детектором режим работы источника и время облучения обусловили расчетную эквивалентную дозу равную 15 мкЗв. В процессе съемки синограмм на этой же установке расчетная эквивалентная дозовая нагрузка на исследуемый объект при получении одной синограммы составила 9,5 мЗв. Эти результаты существенно ниже общепринятых значений эквивалентных доз, получаемых пациентами при стандартных медицинских обследованиях. Так при пленочных методах медицинской визуализации дозовые нагрузки имеют следующие значения: для флюорографии нормой является доза равная 0,8 мЗв, для рентгенографии 0,4 мЗв, для рентгеноскопии 10 мЗв [93]. Стоит отметить, что, несмотря на повсеместный 98 переход к цифровым технологиям, пленочные обследования на сегодняшний день применяются во многих странах. Применение цифровых детектирующих систем существенно снижает значения эквивалентных доз, получаемых пациентами, тем не менее, достигнутые в рамках данного исследования значения доз ниже, чем при применяемых общепринятые стандартных средние методиках. значения Для дозовых цифровых нагрузок методов следующие: флюорография – 0,6 мЗв; рентгенография – 0,15 мЗв; рентгеноскопия – 3,5 мЗв [94]. Дозы при компьютерной томографии обычно составляют около 50 мЗв при обследованиях головного мозга и шеи; 20 мЗв при обследованиях таза, грудной и брюшной полости [95]. Существенное снижение дозовых нагрузок обусловлено в основном тем, что в установках используется импульсный источник. В цикле работы детекторов часть времени необходима для обработки и передачи сигналов. В этот момент излучение ими не регистрируется, а значит, при использовании постоянно действующих источников, возникает излишняя дозовая нагрузка. При синхронизации импульсного источника с детектирующей частью, бесполезная дозовая нагрузка исключается. Кроме этого, используемые в разработанных прототипах цифровые детекторы имеют повышенную чувствительность и способны регистрировать излучение с относительно не большой интенсивностью. Очевидно, что применение низко интенсивных источников излучения, приводит к снижению качества визуализаций. На газоразрядном детекторе снижается контрастная чувствительность, а на полупроводниковой линейке возникают эффекты, связанные с нелинейностью чувствительности отдельных детекторов, однако, эта проблема имеет программные решения. В силу того, что режимы работы источника, и соответственно дозы, зависят от материала изучаемого образца, его размеров и требуемого разрешения итоговых изображений, дозовая нагрузка при исследованиях на созданных установках может меняться, в том числе и в сторону увеличения. 99 Кроме этого учет объемной дозы и распределение полутеней после коллимации может изменить результирующую расчетную дозу. Однако все эти факторы не могут значительно увеличить результирующую дозу и порядок оценочных цифр сохранится. 4.3. Пространственные дозовые характеристики бетатрона ОБЬ-4 В качестве источника излучения в работе использовался малогабаритный шестистоечный бетатрон ОБЬ-4. Максимальная энергия электронов составляет 4.0 МэВ. Бетатрон ОБЬ-4 сконструирован как импульсный источник тормозного излучения с использованием вольфрамовой мишени. Основные параметры бетатрона приведены в таблице 4.2. Таблица 4.2 – Технические характеристики бетатрона ОБЬ-4 Наименование характеристики Значение Максимальная энергия, МэВ 4 Размер фокусного пятна, мм 0,5x1,5 Частота следования циклов ускорения, Гц Материал тормозной мишени 200 вольфрам Толщина тормозной мишени, мм 0,6 Напряжение питания, В 220 Частота питающего напряжения, Гц 50 Потребляемая мощность, кВт 1,8 кВт Масса блоков установки Излучатель, кг 41 Блок питания, кг 40 Бетатрон напротив выходного окна имеет встроенную ионизационную камеру, предназначенную для измерения мощности дозы проходящего гамма-излучения. Ускоритель работает в двух режимах работы: ограничение 100 работы по времени, ограничение работы по дозе проходной ионизационной камеры. Режимы задаются на выносном пульте управления, расположенном вне бункера на пульте оператора. Кроме этого на пульте управления бетатроном отображаются текущая доза, измеренная проходной камерой за время облучения; установленная максимально допустимая доза за время облучения; текущее время облучения; установленное максимально допустимое время работы бетатрона; значение тока инжекции; значение мощности дозы. На первом экспериментальном этапе для первичной оценки значений мощностей доз были использованы термолюминесцентные дозиметры ДТЛ-02. Измерения проводились тремя разными детекторами на равных расстояния от источника излучения, после чего высчитывалось среднее значение. На втором этапе была использована цилиндрическая ионизационная камера типа 30013, разработанная для проведения абсолютной дозиметрии фотонных и электронных пучков, с универсальным клиническим дозиметром UNIDOS E. Камера предназначена для регистрации фотонного излучения в диапазоне энергий от 30 кэВ до 50 МэВ. UNIDOS E является универсальным переносным дозиметром с микропроцессорным управлением. Дозиметр предназначен для измерения дозы и мощности дозы в медицинских целях: лучевой терапии, рентгенодиагностике, а также для расчета радиационной защиты. UNIDOS E не предназначен для работы в непосредственной близости или в контакте с источником ионизирующего излучения. К прибору подсоединяются детектирующие различные камеры, имеющие разные размеры, формы, предназначенные для регистарции разного вида ионизирующего излучения, работающие при разных мощностях дозы. В данной работе для измерений интенсиности импульсного излучения от бетатрона использовалась ионизационная камера 30013 наперсточного 101 типа, объемом 0,6 см³. Камера предназначена для абсолютной дозиметрии фотонов и электронов в воде, воздухе и материале фантома. В таблице 4.3 приведены основные технические параметры ионизационной камеры 30013. Таблица 4.3 – Технические характеристики цилиндрической ионизационной камеры типа 30013 Наименование характеристики Значение Тип камеры наперсточная Вентилируемый чувствительный объем, см3 0,6 Диапазон регистрируемых энергий фотонов, МэВ (0,030-50) Диапазон регистрируемых энергий электронов, МэВ (6-50) На рисунке 4.2 приведены зависимости мощности дозы импульсного излучения от расстояния между источником и дозиметром напротив выходного окна. Расстояние между бетатроном и детектором варьировалось от 10 до 100 см, с шагом (15-25) см. Все измерения поводились в воздушной среде. – результаты, полученные с использованием ДТЛ-02; – результаты, полученные с использованием камеры 30013 Рисунок 4.2 – Пространственное распределение мощности дозы тормозного излучения бетатрона ОБЬ-4 102 Из рисунка видно, что результаты определения мощностей доз, полученные с использованием разных дозиметров ДТЛ-02 и камеры 30013, находятся в хорошем согласии. Видно, что полученные зависимости хорошо аппроксимируются экспоненциальными кривыми, что согласуется с теорией. Не смотря на то, что интенсивность излучения ниже, чем у рентгеновской трубки, излучения вполне достаточно для его регистрации координаточувствительными детекторами. На следующем этапе оценивалась равномерность мощности дозы пучка излучения бетатрона ОБЬ-4. Для этого на разных радиальных расстояниях от выходного окна в разных положениях по вертикали и горизонтали проводились измерения мощности дозы гамма-излучения. Графический вид профилей, полученных на расстоянии 20, 30, 40, 50 и 60 см, представлен на рисунке 4.3. Значение мощностей доз на заданном расстоянии нормировано на максимум мощности, полученный на этом расстоянии. Рисунок 4.3 – Объемное распределение мощности дозы тормозного излучения бетатрона ОБЬ-4 103 На рисунке 4.4 представлены распределения мощности дозы на расстояниях 30 и 60 см. Рисунок 4.3 –Радиальное распределение мощности дозы тормозного излучения бетатрона ОБЬ-4 Из рисунка видно, что в рамках коллимационного окна излучение достаточно равномерно, и сильно спадает за его пределами. Такая равномерность соответствует необходимым требованиям к источникам для получения пространственных изображений образцов. Таким образом, импульсный источник гамма излучения на базе бетатрона ОБЬ-4 вполне пригоден для использования в качестве источника для визуализации. Результаты, полученные в рамках работы, описанной в данной главе, были доложены на различных конференциях и опубликованы в следующих статьях [96-103]. 104 ЗАКЛЮЧЕНИЕ В диссертации получены следующие основные результаты: Разработаны и созданы установки на базе импульсного рентгеновского источника с применением в качестве детектирующих элементов стрипового твердотельного детектора GaAs-512-0.1 и линейного газоразрядного детектора ПРИЗ-1536, которые выполнены на отечественной приборной базе и предназначены для визуализации рентгеновских изображений (проекционных и томографических) с субмиллиметровым разрешением. Установка с полупроводниковым детектором обеспечивает при получении проекционных снимков пространственное разрешение 2,5 пары линий/мм вдоль детекторной линии и до 5 пар линий/мм вдоль линии перпендикулярной детекторной. Пространственное разрешение томографических изображений, получаемых при помощи установки, 5 пар линий/мм. Установка на базе газоразрядного детектора при получении проекционных снимков обеспечивает пространственное разрешение до 1,2 пар линий/мм вдоль детекторной линии и до 1,4 пар линий/мм вдоль линии перпендикулярной детекторной. Пространственное разрешение томографических изображений 2,1 пар линий/мм. Разработано программное обеспечение для съема и обработки информации с многоканальных детекторов, прошедшее государственную регистрацию решающее задачу синхронизации, фильтрации и калибровки данных; визуализации результатов рентгеновской съемки с графическим пользовательским интерфейсом. Разработаны алгоритмы получения и обработки синограмм для случаев с параллельным пучком излучения и с расходящимся пучком с произвольным углом расходимости и показана применимость разработанной 105 аппаратуры для получения томограмм объектов с низкой разницей плотности внутренней структуры. Разработана биологических методика объектов с исследования импульсными внутренней источниками и структуры проведено измерение дозовых нагрузок, получаемых на созданных установках, которые существенно ниже общепринятых значений эквивалентных доз, получаемых пациентами при стандартных медицинских обследованиях. По теме диссертации опубликованы 24 работы [69-74, 77-82, 88-91, 96-103], из которых 7 статей в изданиях, включенных в списки ВАК, 4 статьи индексируются базой Web of Science и SciVerse Scopus, а также 11 тезисов докладов на международных конференциях. В рамках выполнения работы получены три свидетельства о государственной регистрации программ для ЭВМ (Приложения 1-3). Получены два акта о внедрении научных исследований (Приложение 6, 7). Автор диссертации выражает благодарность сотрудникам кафедры Прикладной физики политехнического Физико-технического университета Черепенникову Ю.М, института Вагнеру А.Р., Кондратьевой А.Г., сотруднику Томского Гоголеву А.С., лаборатории Технической томографии и интроскопии Института неразрушающего контроля Томского политехнического университета Батранину А.В., совместно с которыми был выполнен ряд исследований, а также своему научному руководителю доктору физико-математических наук, профессору Потылицыну А.П. за постоянную помощь и многочисленные обсуждения аспектов данной работы. 106 ПРИЛОЖЕНИЕ 1 Свидетельство о государственной регистрации программы Dat2Pgm 107 ПРИЛОЖЕНИЕ 2 Свидетельство о государственной регистрации программы DRSCal_GUI 108 ПРИЛОЖЕНИЕ 3 Свидетельство о государственной регистрации программы DIPROCL 109 ПРИЛОЖЕНИЕ 4 Блок схема программы Dat2Pgm 110 ПРИЛОЖЕНИЕ 5 Блок схема программы DRSCAL_GUI 111 ПРИЛОЖЕНИЕ 6 Акт об использовании результатов научных исследований ООО ПТК «Техноспорт» 112 ПРИЛОЖЕНИЕ 7 Акт о внедрении результатов научных исследований в ООО «Томмастер Т» 113 СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ 1. Храмов Ю. А. Физики: Биографический справочник. – 2-е изд. – М: Наука, 1983. – 232 с. 2. Röntgen W.C. Uber eine neue Art von Strahlen (II Mittheilung) // Sitzunsberichte der physikalischmedicinischen Gesellschaft zu Würzburg. – 1896. – Vol. 1. – P. 6–11. 3. Левин Г.Г. Компьютерная томография: Учебное пособие. URL: http://tomoscan.ru/book/index.htm. Дата обращения: 07.02.2014. 4. Кудрявцев П.С. Курс истории физики. – М.: Просвещение, 1974. 5. Методы неразрушающего контроля. URL: http://thedeepend.ru. Дата обращения: 07.02.2014. 6. Лопата В.А. К истории рентгеновской томографии // Электроника и связь: Тематический выпуск «Электроника и нанотехнологии». – 2010. – № 5. – С. 236–242. 7. Пат. 536464. / E. Восage // French Patent. – Paris, 1921. 8. Иикалов В.В., Преображенекий Н.Г. Вычислительная томография и физический эксперимент // Успехи физических наук. – 1983. – Том 141, вып. 3. – С. 469–498. 9. Godfrey N. Hounsfield – Biographical. The Official Web Site of the Nobel Prize. URL: http://www.nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/laureates/ 1979/hounsfield–bio.html. Дата обращения: 07.02.2014. 10. The Nobel Prize in Physiology or Medicine 1979. The Official Web Site of the Nobel Prize. URL: http://www.nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/ laureates/1979. Дата обращения: 07.02.2014. 11. Hounsfield G. N. Computerized transverse axial scanning (tomography): Part 1. Description of system // British Journal of Radiology. – 1973. – № 46. – P. 1016–1022. 12. Hounsfield G. N. Computed medical imaging // Journal of computer assisted tomography. – 1980. – Vol. 4, № 5. – P. 665–674. 114 13. Изменение плотности костной ткани при лечении ложных суставов голени методом чрескостного компрессионного остеосинтеза / В.Д. Балаян и др. // Саратовский научно–медицинский журнал. – 2011. – Т. 7, № 4. – С. 933–936. 14. Марусина М.Я., Казначеева А.О. Современные виды томографии: Учебное пособие. – СПб.: СПбГУ ИТМО, 2006. 15. Методы лучевой диагностики и информационные технологии в клинической практике: магнитно–резонансная томография и информационные технологии / В.А. Иванов и др. – СПб.: МАПО, 2001. – 23 с. 16. Прокоп М., Галански М. Спиральная и многослойная компьютерная томография. – М.: МЕДпресс–информ, 2006. 17. Johns Hopkins Installs First 320–Slice CT Scanner in North America. URL: http://www.hopkinsmedicine.org/news/media/ releases/Johns_Hopkins_Installs_First_320Slice_CT_Scanner_in_North_Ame rica. Дата обращения: 03.03.2014. 18. Контроль неразрушающий. Классификация видов и методов: ГОСТ 18353–79 – Взамен ГОСТ 18353–73. – Введ. 1980–07–01. – М.: Стандартинформ, 1980. – 18 с. 19. Богачев Ю.В., Марченко Я.Ю., Николаев Б.П. Исследования ЯМР контрастирующих свойств суперпарамагнитных наночастиц оксида железа // Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». – 2012. – № 2 – C. 10–15. 20. Thomson K.R., Varma D.K. Safe use of radiographic contrast media // Australian Prescriber. – 2010. – Vol. 33. – № 1. 21. Caro J. J. et al. The risks of death and of severe nonfatal reactions with high– vs low–osmolality contrast media: a meta–analysis // AJR. American journal of roentgenology. – 1991. – Vol. 156, № 4. – P. 825–832. 22. Синицын В.Е., Терновой С.К. Магнитно–резонансная томография в новом столетии // Радиология–практика. – 2005. – Т. 4. – С. 17–22. 115 23. Isidor Isaac Rabi – Biographical. The Official Web Site of the Nobel Prize. URL: http://www.nobelprize.org/nobel_prizes/physics/laureates/1944/rabi– bio.html. Дата обращения: 03.03.2014. 24. Bloch F. Nuclear induction // Physical review. – 1946. – Vol. 70, № 7–8. – P. 460. 25. Resonance absorption by nuclear magnetic moments in a solid / Purcell E. M. et al. // Physical review. – 1946. – Vol. 69, № 1–2. – P. 37. 26. The Nobel Prize in Physics 1952. The Official Web Site of the Nobel Prize. URL: http://www.nobelprize.org/nobel_prizes/physics/laureates/1952. Дата обращения: 03.03.2014. 27. Damadian R. Tumor detection by nuclear magnetic resonance // Science. – 1971. – Vol. 171, № 3976. – P. 1151–1153. 28. Image formation by induced local interactions: examples employing nuclear magnetic resonance / Lauterbur P.C. et al. // Nature. – 1973. – Vol. 242, № 5394. – P. 190–191. 29. The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003. The Official Web Site of the Nobel Prize. URL: http://www.nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/ laureates/2003. Дата обращения: 03.03.2014. 30. The micro–imaging station of the TopoTomo beamline at the ANKA synchrotron light source / Rack A. et al. // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B: Beam Interactions with Materials and Atoms. – 2009. – Vol. 267, № 11. – P. 1978–1988. 31. Synchrotron–based radioscopy with spatio–temporal micro–resolution using hard X–rays / Rack A. et al. // Nuclear Science Symposium Conference Record (NSS'08). – IEEE, 2008. – P. 528–531. 32. Тернов И.М. Синхротронное излучение // Успехи физических наук. – 1995. – Т. 165, № 4. – С. 429–456. 33. Михайлин В.В. Синхротронное излучение в исследовании свойств вещества // Соросовский образовательный журнал. – 1996. – Т. 9. – С. 100–106. 116 34. Hampai D. et al. High–resolution X–ray imaging by polycapillary optics and lithium fluoride detectors combination // EPL (Europhysics Letters). – 2011. – Vol. 96, № 6. – P. 60010. 35. Hampai D. et al. LiF detectors–polycapillary lens for advanced X–ray imaging // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment. – 2013. – Vol. 720. – P. 113–115. 36. Hampai D. et al. Desktop X–ray tomography for low contrast samples // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B: Beam Interactions with Materials and Atoms. – 2013. – Vol. 309. – P. 264–267. 37. Nakajima K. Compact X-ray sources: Towards a table-top free-electron laser //Nature physics. - 2008. - Т. 4. - №. 2. - С. 92-93. 38. Wagner W. et al. An intense channeling radiation source //Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B: Beam Interactions with Materials and Atoms. - 2008. - Т. 266. - №. 2. - С. 327-334. 39. Azadegan B., Wagner W., Pawelke J. Dependence of the linewidth of planar electron channeling radiation on the thickness of the diamond crystal //Physical Review B. – 2006. – Т. 74. – №. 4. – С. 045209. 40. Kwon O.H., Zewail A.H. 4D electron tomography // Science. – 2010. – Vol. 328, № 5986. – P. 1668–1673. 41. Abel N.H. Recherches sur les fonctions elliptiques // Journal für die reine und angewandte Mathematik. – 1827. – Vol. 2. – P. 101–181. 42. Netuka I., Veselý J. Ivar Fredholm a počátky funkcionální analýzy // Pokroky matematiky, fyziky a astronomie. – 1977. – Vol. 22, № 1. – P. 10–21. 43. J. Radon. Über die Bestimmung von Funktionen durch ihre Integralwerte längs gewisser Mannigfaltigkeiten // Berichte Sächsische Akademie der Wissenschaften. – 1917. – Vol. 29. – P. 262–277. 44. Bouguer P. Essai d'optique, sur la gradation de la lumiere // Claude Jombert. – 1729. 117 45. Lambert J.H. Photometria sive de mensura et gradibus luminis, colorum et umbrae // Sumptibus viduae Eberhardi Klett – 1760. 46. Beer A. Bestimmung der Absorption des rothen Lichts in farbigen Flüssigkeiten // Annalen der Physik. – 1852. – Vol. 162, № 5. – P. 78–88. 47. Послойная рентгеновская инспекция с помощью компьютерной томографии. URL: http://www.tech–e.ru/2013_1_56.php. Дата обращения: 03.03.2014. 48. Vaughan C.L. Imagining the Elephant: A Biography of Allan MacLeod Cormack // American Journal of Neuroradiology. – 2009. – Vol. 30, № 8. – P. E122–E123. 49. Оптимизация и тестирование томографического метода измерения скорости в объеме потока / А.В. Бильский и др. // Теплофизика и аэромеханика. – 2011. – Т. 18, № 4. – С. 555–566. 50. Закидальский А.И., Самбыкина Э.Е. Сравнительный анализ алгоритмов объемной реконструкции для различных схем сканирования // Реєстрація, зберігання і оброб. даних. – 2003. – Т. 5, № 1. – С. 61–68. 51. Томас В.К. Три письма русских физиков В.К. Рентгену // Успехи физических наук. – 1966. – Т. 90, № 3. – С. 541–544. 52. Компьютерная томография. Этапы развития и вклад ИПРИ НАН Украины / М.В. Синьков и др. // Реєстрація, зберігання і обробка даних. – 2007. – Т. 9, № 3. – С. 105–116. 53. Феоктистов В.И. Теория томографии // Вестник рентгенологии и радиологии. – 1938. – № 3. 54. Тихонов А.Н. Об устойчивости обратных задач // Докл. АН СССР. – 1943. – Т. 39, № 5. – С. 195–198. 55. Тихонов А.Н., Арсенин В.Я., Тимонов А.А. Математические задачи компьютерной томографии. – М.: Наука. Глав. ред. физико– математической лит–ры, 1987. 56. Кессених А.В. К 100–летию со дня рождения академика Е.К. Завойского // Успехи физических наук. – 2007. – Т. 177, № 9. – С. 1029–1030. 118 57. ЭПР–интроскопия на основе магнитоэлектрических эффектов / А.Б. Брик и др. // Физика твердого тела. – 1991. – Т. 33, № 10–12. – С. 3465– 3470. 58. Б.К. Вайнштейн. Структурная электронография. – М.: Изд–во АН СССР, 1956. 59. Борис Константинович Вайнштейн (К семидесятилетию со дня рождения) / Боровик–Романов А.С. и др. // Успехи физических наук. – 1991. – Т. 161, № 7. – С. 205–207. 60. Привет Нобелю от Иванова. URL: http://www.peoples.ru/science/ professor/ivanov. Дата обращения: 04.03.2014. 61. Ринк П.А. Магнитный резонанс в медицине. – М.: Гэотар-мед, 2003. 62. История компании. Научно–производственная фирма "Аз". URL: http://www.az–mri.com/ms/index11.php. Дата обращения: 04.03.2014. 63. Компьютерные томографы станут российскими. – Издательство "Открытые системы". URL: http://www.osp.ru/cw/2010/18/13002607. Дата обращения: 04.03.2014. 64. Российский компьютерный томограф показал высокую клиническую эффективность. URL: http://www.sdelanounas.ru/blogs/3094. Дата обращения: 04.03.2014. 65. Кармазановский медоборудования Г. Российский зарубежные томограф потеснит аналоги // на рынке URL: http://karmazanovsky.rumedical.com/?p=806. Дата обращения: 04.03.2014. 66. Buttar C.M. GaAs detectors – A review // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment. – 1997. – Vol. 395, № 1. – P. 1–8. 67. Исследование зависимости фототока детекторов на основе GaAs: Cr от мощности экспозиционной дозы рентгеновского излучения / Р.Р. Гараев и др. // Известия высших учебных заведений. Физика. – 2010. – Т. 53, № 9/2. 119 68. Частотно–импульсные рентгеновские аппараты / М.М. Штейн и др. // Контроль. Диагностика. – 2007. – № 2. – С. 24–27. 69. Стучебров С.Г. Сравнение параметров систем цифровой рентгенографии // Всероссийский конкурс научно–исследовательских работ студентов и аспирантов в области физических наук в рамках Всероссийского фестиваля науки: Сборник тезисов лауреатов. – Томск: ТПУ, 2011. – C. 239. 70. Рассеяние рентгеновского излучения в деформированных кристаллах / А.С. Гоголев, Ю.М. Черепенников, С.Г. Стучебров, А.Р. Вагнер // Известия вузов. Физика. – 2011. – Т. 54, № 11/2. – C. 262–266. 71. Стучебров С.Г., Попов Ю.А., Дусаев Р.Р. Системы цифровой рентгенографии для медицинской диагностики // Неразрушающий контроль: Сборник научных трудов I Региональной научно– практической конференции студентов, аспирантов и молодых ученых "Нерарушающий контроль: электронное приборостроение, технологии, безопасность". – Томск: ТПУ, 2011. – C. 130–131. 72. Стучебров С.Г., Вагнер А.Р., Дусаев Р.Р. Сравнение параметров цифровых систем рентгенографической диагностики // Известия вузов. Физика. – 2011. – Т. 54, № 11/2. – C. 300–305. 73. Синягина М.А., Лукьяненко Е.В., Стучебров С.Г. Определение параметров детектора рентгеновского излучения GаАs–512–0.1 // Ядерно–физические технологии в клинической и экспериментальной медицине: состояние, проблемы, перспективы: материалы международной школы–конференции. – Томск: КопиТал, 2013. – C. 34– 35. 74. Ким В.Ю., Стучебров С.Г., Гоголев А.С. Влияние ультразвуковых акустических волн на дифракцию рентгеновского излучения на кристалле кварца // Перспективы развития фундаментальных наук: Сборник научных трудов VIII Международной конференции студентов и молодых ученых. – Томск: ТПУ, 2011. – C. 103–105. 120 75. X–ray micro–tomography an attractive characterisation technique in materials science / Salvo L. et al. // Nuclear instruments and methods in physics research section B: Beam interactions with materials and atoms. – 2003. – Vol. 200. – P. 273–286. 76. Руководство по эксплуатации: «Многоканальная ионизационная камера для рентгенографической установки сканирующего типа». – Новосибирск: ИЯФ СО РАН, 2006. – 10 с. 77. Acoustic "pumping effect" for quartz monochromators / A.S. Gogolev, S.G. Stuchebrov, A.R. Vagner, Y.M. Cherepennikov, A.P. Potylitsyn // Journal of Physics: Conference Series. – 2012. – Vol. 357, № 1. – P. 012031. 78. Acoustic “pumping effect” for quartz monochromators / A.S. Gogolev, S.G. Stuchebrov, A.R. Vagner, Y.M. Cherepennikov, A.P. Potylitsyn // Radiation from Relativistic Electrons in Periodic Structures (RREPS–11): Book of Abstracts of IX International Symposium. – Egham, September 2011. – Tomsk: TPU Press, 2011. – P. 108. 79. Звягинцев О.А., Стучебров С.Г., Дусаев Р. Р. Устройство синхронизации цифровой рентгеновской системы // III Международная конференция– школа молодых атомщиков Сибири: Сборник тезисов докладов. – Томск: ТПУ, 2012. – C. 115. 80. Стучебров С.Г., Вагнер А.Р., Милойчикова И.А. Использование цифровой рентгеновской установки на базе линейного газоразрядного детектора для изучения внутренней структуры биологических объектов // III Международная конференция–школа молодых атомщиков Сибири: Сборник тезисов докладов. – Томск: ТПУ, 2012. – C. 103–104. 81. Цифровая рентгеновская установка на базе сканирующего рентгеновского газоразрядного детектора для изучения внутренней структуры биологических объектов / С.Г. Стучебров, А.Р. Вагнер, Ю.М. Черепенников, Р.Р. Дусаев // Известия вузов. Физика. – 2013. – Т. 56, № 4/2. – C. 287–291. 121 82. Digital X–Ray Apparatus Based on the Scanning R–ray Gas–discharge Detector for Studying of Interior Structure of Biological Objects / S. Stuchebrov, D. Verigin, Y. Lukyanenko, M. Siniagina, A. Wagner // Advanced Materials Research. – 2014. – Vol. 880. – P. 168–173. 83. Iradon. Inverse Radon transform. MathWorks. Documentation Center. URL: http://www.mathworks.com/help/images/ref/iradon.html. Дата обращения: 04.03.2014. 84. Ifanbeam. Inverse fan–beam transform. MathWorks. Documentation Center. URL: Дата http://www.mathworks.com/help/images/ref/ifanbeam.html. обращения: 04.03.2014. 85. Control programs. Bruker microCT. http://www.skyscan.be/products/downloads.htm. Дата URL: обращения: 04.03.2014. 86. Методы дендрохронологии. Часть I. Основы дендрохронологии. Сбор и получение древесно–кольцевой информации: Учебно-метод. пособие / С.Г. Шиятов и др. – Красноярск: КрасГУ, 2000. 87. Паспорт: «Комбинированный фантом для компьютерной томографии AAPM CT Performance Phantom Ref: 610». – Москва: НПП «Доза», 2013. – 16 с. 88. Stuchebrov S.G., Batranin A.V., Vagner A.R. Setups for tomographic imaging with submillimetric spatial resolution // Radiation from Relativistic Electrons in Periodic Structures (RREPS–13): Book of Abstracts of X International Symposium. – Erevan, 23-27 September 2013. – Tomsk: TPU Publishing House, 2013. – C. 133. 89. Стучебров С. Г. , Батранин А. В. , Лукьяненко Е. В. , Синягина М. А. Установки-прототипы для томографической визуализации с сублиллиметровым пространственным разрешением // Известия вузов. Физика. – 2014 – Т. 57 – №. 2/2. – C. 78–82 90. Ивашков Д. В., Батранин А.В., Стучебров С.Г. Практические аспекты применения рентгеновской томографии в неразрушающем контроле // 122 Ресурсоэффективные системы в управлении и контроле: взгляд в будущее: сборник научных трудов II Международной конференции школьников, студентов, аспирантов, молодых ученых: в 4 т. – Томск: ТПУ, 2013. – Т. 1. – C. 72–76. 91. Stuchebrov S. G. , Batranin A. V. , Verigin D. A. , Vagner A. R. Setups for tomographic imaging with submillimeter spatial resolution // Journal of Physics: Conference Series. – 2014 – Vol. 517 – №. 1, Article number 012046. – p. 1–5 92. Effective doses in radiology and diagnostic nuclear medicine: a catalog 1 / F.A. Mettler et al. // Radiology. – 2008. – Vol. 248, № 1. – P. 254. 93. Паспорт ЖБИТ2.805.006РЭ: «Дозиметры термолюминесцентные ДТЛ– 02». – Версия_2_05.10.2012 – 13 с. 94. Борисенко А.П., Украинцев Ю.Г. Лучевые нагрузки на пациента при легочной флюорографии // Материалы Всероссийского научного форума «Достижения и перспективы современной лучевой диагностики». – М., 2004. – С. 278–285. 95. Дозовые нагрузки при компьютерно–томографических исследованиях / С.А. Хоружик и др. // Известия национальной академии наук Беларуси. Серия медицинских наук. – 2009. – № 1. – С. 14–22. 96. Милойчикова И.А., Стучебров С.Г., Вагнер А.Р. Методы и средства диагностики пучков ионизирующего излучения // III Международная конференция–школа молодых атомщиков Сибири: Сборник тезисов докладов. – Томск: ТПУ, 2012. – C. 107. 97. Милойчикова И.А., Стучебров С.Г., Вагнер А.Р. Методы и средства диагностики пучков ионизирующего излучения // Известия вузов. Физика. – 2013. – Т. 56, № 4/2. – C. 186–196. 98. Лукьяненко Е.В., Синягина М.А., Сухих Е.С., Стучебров С.Г. Определение поглощенной дозы рентгеновского излучения источника РАП 160–5 // Ядерно–физические технологии в клинической и экспериментальной медицине: состояние, проблемы, перспективы: 123 материалы международной школы-конференции. – Томск: КопиТал, 2013. – C. 26–28. 99. Сухих Е.С., Стучебров С.Г. Калибровка плёночного дозиметра Gafchromic EBT3 в рентгеновском диапазоне энергий (40–300 кэВ) // Известия вузов. Физика. – 2013. – Т. 56, № 11/3. – C. 273–279. 100. Стучебров С.Г., Вагнер А.Р., Сухих Е.С. Оценка дозовых нагрузок при рентгеновской визуализации биологических объектов // Известия вузов. Физика. – 2013. – Т. 56, № 11/3. – C. 269–272. 101. Стучебров С.Г., Батранин А.В., Вагнер А.Р. Дозовые нагрузки при томографических и проекционных визуализациях на установках с субмиллиметровым пространственным разрешением // IV Международная школа–конференция молодых атомщиков Сибири: сборник тезисов докладов. – Томск: ТПУ, 2013. – C. 48. 102. Estimation of Radiation Doses in X–Ray Visualization of Biological Objects / S. Stuchebrov, A. Batranin, D. Verigin, Y. Lukyanenko, M. Siniagina, A. Wagner // Advanced Materials Research. – 2014. – Vol. 880. – P. 53–56. 103. Милойчикова И. А. , Стучебров С. Г. , Черепнев М. С. Методика определения дозовых нагрузок при выходе рентгеновского источника на рабочий режим // Перспективы развития фундаментальных наук: сборник научных трудов XI Международной конференция студентов и молодых ученых, Томск, 22-25 Апреля 2014. - Томск: ТПУ, 2014 – C. 147–149. 124
