Результат интеллектуальной деятельности: Способ определения передаточных характеристик пикселей плоскопанельного детектора

Изобретение относится к радиационной технике, а именно к радиологическим системам визуализации, и используется для получения передаточных характеристик пикселей плоскопанельного детектора.

Современные системы визуализации активно используют цифровые системы детектирования, основанные на плоскопанельных детекторах рентгеновского излучения. Применение такого рода детекторов позволяет упростить процедуру получения рентгеновских изображений при сохранении качества получаемых данных.

В цифровой рентгенографии необходимо учитывать особенности детектора, так как заложенная в основу плоскопанельного детектора аморфная кремниевая фотодиодная матрица имеет разброс параметров от пикселя к пикселю, что приводит к несоответствию истинного и зарегистрированного распределения интенсивности рентгеновского излучения по детектору. Процесс калибровки имеет особое значение для корректного учета параметров детектора [1], [2].

Одним из параметров детектора, влияющих на конечный результат, является различие передаточной характеристики между пикселями детектора. Передаточная характеристика выражает связь между входным и выходным сигналами системы. Для плоскопанельного детектора под передаточной характеристикой подразумевается зависимость величины цифрового сигнала от поглощенной дозы рентгеновского излучения.

В процессе считывания с матрицы детектора сигнал проходит этапы сборки, усиления и оцифровки. От пикселя к пикселю эти процессы могут отличаться, и тем самым каждый пиксель детектора имеет свою собственную передаточную характеристику [3]. В процессе считывания накопленный заряд переходит из конденсатора через усилитель на аналого-цифровой преобразователь (АЦП). Результатом является цифровой сигнал, пропорциональный поглощенной энергии в сцинтилляторе. Величина цифрового сигнала отображается в ADU (Analog-Digital Unit).

В пределах динамического диапазона плоскопанельный детектор работает в линейном режиме, т.е. отклик детектора прямо пропорционален поглощенной дозе в детекторе. Для каждого пикселя линейная зависимость имеет свои коэффициенты, и процесс определения этих коэффициентов осуществляется при калибровке детектора. Пример с передаточными характеристиками для двух разных пикселей представлен на Фиг. 1. Как видно из графика, при одинаковой поглощенной дозе в пикселях отклик может быть разным, что приводит к искажению истинного распределения дозы. Пример влияния различия передаточных характеристик пикселей при равномерной засветке представлен на Фиг. 2а. На Фиг. 2б представлено корректированное изображение [4].

Процедура построения передаточных характеристик пикселей основана на получении проекционных данных для нескольких значений поглощенной дозы в пикселе и аппроксимации полученных данных линейной зависимостью (Фиг. 3). Схема получения данных представлена на Фиг. 4.

В процессе сбора данных в конечный результат вносят вклад такие параметры детектора как темновой ток и остаточный сигнал. Темновой ток аддитивно складывается с полезным и вносит свой вклад в изображение. Он обусловлен несколькими параметрами, основным из которых является тепловой шум. Значение темнового тока зависит от температуры окружающей среды, материала и размера активной области и может быть разным для каждого пикселя в матрице детектора [5]. Эффект остаточного сигнала заключается в том, что полученный в текущем кадре сигнал вносит вклад в сигнал на последующих кадрах. Причины возникновения эффекта объясняются свойствами полупроводниковой считывающей электроники детектора [6], [7], [8].

Современные методики определения передаточных характеристик основаны на реализации базового алгоритма с различными дополнениями, представленного на Фиг. 5. Первоначально проводится набор исходных данных согласно схеме, представленной на Фиг. 4, затем проводятся процедуры сбора данных для определения темнового тока и остаточного сигнала. Далее происходит учет темнового тока и остаточного сигнала для исходных данных. На основе корректированных данных строятся передаточные характеристики для каждого пикселя [9], [10], [11], [12].

За прототип взята система, в которой производится сбор последовательных изображений для каждого значения поглощенной дозы с дальнейшим учетом остаточного сигнала [13].

Недостатками данного прототипа является необходимость проводить сбор данных для учета остаточного сигнала, так как оценка влияния эффекта выполняется по анализу серии изображений, следующих непосредственно после засветки детектора единичным рентгеновским импульсом. График остаточного сигнала от номера изображения после окончания облучения представлен на Фиг. 6. Применение дополнительной корректировки исходных данных приводит к увеличению статистической погрешности получаемой величины.

Техническим результатом изобретения является применение алгоритма сбора исходных данных, позволяющего исключить процедуру учета остаточного сигнала, и уменьшение статистической погрешности.

Указанный технический результат достигается за счет возможности минимизации вклада остаточного сигнала в исходные данные путем считывания информации с детектора между импульсами излучения.

Для реализации способа представлена схема получения исходных данных, представленная на Фиг. 7. Между импульсами излучения происходит процесс считывания данных с детектора, что позволяет существенно уменьшить вклад остаточного сигнала в данные при следующем импульсе. По результатам изменения способа сбора исходных данных упрощается алгоритм определения передаточных характеристик (Фиг. 8).

Список литературы

[1] Rowlands JA, Yorkston J. Physics and Psychophysics. In: Kundel HL, Beutel J, Van Metter RL, eds. Handbook of Medical Imaging. Vol. 1. Bellingham, WA: SPIE Press; 2000.

[2] Floyd CE Jr, Warp RJ, Dobbins JT III, et al. Imaging characteristics of an amorphous silicon flat-panel detector for digital chest radiography. Radiology. 2001; 218 (3): 683-688.

[3] Jean-Pierre Moy, B. Bosset. "How does real offset and gain correction affect the DQE in images from x-ray flat detectors?". Proceedings of SPIE - The International Society for Optical Engineering 3659 May 1999 DOI: 10.1117/12.349555.

[4] Dong Sik Kim, Eun Kim, Sanggyim Lee «Performance analysis of the gain correction in radiography imaging)) 2014 IEEE International Conference on Image Processing (ICIP) January 2015 DOI: 10.1109/ICIP. 2014.7025739.

[5] Richard T. Scott, Karin Topfer, John W. DeHority «Dark correction for digital X-ray detector». US7832928.

[6] Jongduk Baek, Norbert J. Pelc. «Effect of detector lag on CT noise power spectra». Med Phys. 2011 Jun; 38 (6): 2995-3005. DOI: 10.1118/1.3589135.

[7] Starman, J. «Lag Correction in Amorphous Silicon Flat-Panel X-Ray computed Tomography». Dissertation.

[8] L., Di Sopra. «Geometric Misalignment Calibration and Detector Lag Effect Artifact Correction in a Cone-Beam Flat Panel micro-CT System for Small Animal Imaging». Dissertation.

[9] Yang-Kyun Park, Gregory C. Sharp «Gain Correction for an X-ray Imaging System With a Movable Flat Panel Detector and Intrinsic Localization Crosshair)). Technology in Cancer Research & Treatment 2016 Apr; 15 (2): 387-95. DOI: 10.1177/1533034615576829.

[10] Hua Zhanga, Kuidong Huangb, Yikai Shia «A new correction method for flat panel detector in ConeBeam CT» Procedia Engineering 15 (2011) 2655-2659.

[11] B. Rodricks, D.L. Lee, M. Hoffberg, and C. Williams, "Filtered gain calibration and its effect on DQE and image quality in digital imaging" in Proc. SPIE, Medical Imaging: Physics of Medical Imaging, 2000, vol. 3977, 477-486.

[12] С Schmidgunst; D Ritter; E Lang. «Calibration model of a dual gain flat panel detector for 2D and 3D x-ray imaging». Medical Physics 2007 11; 34: 0094-2405.

[13] Martin Spahn «Method of calibrating a digital x-ray detector and corresponding x-ray device» US7075061B2, 2006.