Аналогова та цифрова рентгенографія

Всі види медичної візуалізації включають три етапи формування зображення:

Освіта просторового зображення з найкращими характеристиками.
Фіксація і відтворення просторового зображення. При цьому характеристики відтворюючих пристроїв доводиться оптимальним чином пристосовувати до клінічних вимог.
Запис і архівація зображень. Зображення необхідно записувати у формі зручній для спостереження, зберігання та передачі на відстані.

Еволюція радіології протягом двох останніх десятиліть величезна, в значній мірі це пов'язано з впровадженням комп'ютерної томографії (КТ) і ультрасонографії (УС) в сімдесятих і магнітно-резонансної томографії (МРТ) у вісімдесятих роках. Ці нові методики створюють секційні зображення, тобто двомірні відображення зрізів тканин. Однак більшість обстежень, проведених в радіологічних відділеннях як і раніше базується на традиційних проекційних зображеннях. Використовувані в проекційної рентгенівської візуалізації технології можна розділити на три основні групи:

прямі аналогові технології;
непрямі аналогові технології;
цифрові технології.

Стандартні рентгенівські системи здійснюють формування і відображення інформації аналоговим шляхом.

Прямі аналогові технології

При даній технології остаточне рентгенівське зображення створюється безпосередньо в середовищі-детекторі, тобто без будь-яких ускладнюють проміжних кроків. В якості середовища може використовуватися радіографічна плівка або флюоресцентний екран. Як плівка, так і екран є аналоговими детекторами рентгенівських променів, тобто їхня реакція на постійну і безперервно збільшується дозу випромінювання також постійна і безперервна, на противагу покрокової, дискретної реакції. Рентгенівська плівка реагує потемнінням, флюоресцентний екран - випусканням видимого світла (флюоресценція).

Існує два основних напрямки прямий аналогової технології: а) пряма рентгенографія і б) пряма флюороскопія.

Пряма рентгенографія

Фотографічна емульсія плівки містить найдрібніші кристали броміду срібла, кожне зерно має діаметр близько 1 мкм. Повнорозмірна рентгенографія забезпечує отримання статичних зображень з найвищим з усіх можливих методик просторовим дозволом (середнє лінійне роздільна здатність становить приблизно 1 мкм = 0,001 мм).

Комбінації підсилюючий екран-плівка відповідає характеристична крива, що показує залежність потемніння (щільності), фотографічної емульсії від експозиції (рис.2).

При радіографії досліджувані структури повинні знаходитися в середній, лінійної частини кривої. Тут ефект посилення контрастності плівкою досягає максимуму. Нахил лінійної частини кривої називається гамою, і комбінації екран-плівка з великими значеннями гами дають висококонтрастні зображення. Такі параметри як чутливість, просторове дозвіл і шум у значній мірі визначаються підсилюють екранами.

Пряма рентгеноскопія

Традиційна рентгеноскопія (або просвічування) використовувалася для вивчення динамічних процесів до середини шістдесятих років. З тих пір традиційну рентгеноскопію змінила непряма рентгеноскопія, що використовує підсилювачі зображення і телевізійну техніку.

Непрямі аналогові технології

У сучасній рентгеноскопії первинна проекція зображення створюється на флюоресцентним екрані, в цілому також, як це робиться при прямих технологіях. Однак зображення на екрані не спостерігається безпосередньо. Екран - це частина підсилювача рентгенівських зображень (ПРЗ), що збільшує яскравість (свічення) первинного зображення приблизно в 5 000 разів. До складу ПРЗ входить рентгенівський електронно-оптичний перетворювач (РЕОП) і замкнута телевізійна система (рис.8-1). РЕОП складається з вакуумної колби з люмінісцентними екраном на кожному з її кінців, фотокатода та електронно-оптичної системи.

Що поступає з перетворювача зменшене і посилене зображення через систему дзеркал та лінз можна записати малоформатної камерою (формат плівки 70, 100 або 105 мм) або кінокамерою (формат плівки 16 або 35 мм (см.рис.8-1)). Запис малоформатної камерою також називають вибіркової зйомкою, або флюорографией, а вибірковий фільм - флюорограм. При флюорографії отримується пацієнтом доза становить приблизно 1 / 10 дози при повнорозмірною радіографії, проте якість зображення (особливо просторовий дозвіл) помітно нижче. Кінофлюорографія створює схожі на кіно зображення з частотою, наприклад, 50 кадрів в секунду. Кінофлюорографія з 35-мм плівкою в ангіо-та кардіологічних дослідженнях ще застосовується (хоча цифрові технології поступово заміщають аналогові).

За допомогою зазначеної оптичної системи зображення може бути записано телевізійною камерою і показано на моніторі. Зображення буде мати кращу якість в разі безпосередньої оптичного зв'язку вихідного екрану підсилювача і телекамери за допомогою волоконної оптики. Конкретний вибір телекамери (відикон, плюмбікон, кремнікон) залежить від її призначення.

Виникає у телекамери електричний відеосигнал надходить на екран відеоконтрольного пристрої, монітор. Флюоресценція або рентгеноскопія з допомогою РЕОПа дозволяє спостерігати на екрані монітора зображення в реальному масштабі часу, в тому числі і рухові функції організму, при меншій променеве навантаження на пацієнта. Зображення, реєстроване телекамерою, може зберігатися на магнітній плівці відеомагнітофона.

Цифрові технології

Всі цифрові технології і методики на початковому етапі є аналоговими. Інтенсивність світла на флюоресцентним екрані, електричний струм, індукований рентгенівськими променями в КТ-детекторі або ехосигналів в ультразвуковому датчику, або магнетизмом в приймальні МР-котушці - все це аналогова, безперервна реакція. Три останніх методики - комп'ютерна томографія (КТ), ультрасонографія (УС) і магнітно-резонансна томографія (МРТ) вважаються цифровими технологіями, оскільки в них аналогова відповідна реакція (електричний струм) перетворюється в цифрову форму.

«Справжнє» цифрове зображення представлене у вигляді цифрової матриці, тобто у вигляді числових рядків і колонок. Числа можуть відбивати силу ехосигналу при ультразвуковому дослідженні, ослаблення рентгенівських променів при КТ, магнітні властивості тканин при МРТ або інтенсивність випускається флюоресцентним екраном світла при цифровій проекційної рентгенівської візуалізації. Для показу зображень цифрова матриця трансформується в матрицю видимих елементів зображення - пікселів - де кожному пікселу, у відповідності зі значенням цифрової матриці, присвоюється один з відтінків сірої шкали.

Названі системи називаються цифровими або дигітальних, оскільки в них інформація про параметри виражається в цифровий двійковій системі.

Цифрові технології можуть застосовуватися і для проекційних рентгенівських методик, тому термін «цифрова рентгенографія» зазвичай використовується лише в цьому вузькому сенсі.

Цифрові рентгенографічні системи

Стандартні рентгенівські системи здійснюють формування і відображення інформації аналоговим шляхом. Аналогові системи часто мають дуже жорсткі обмеження на експозицію з-зи малого динамічного діапазону, а також скромні

можливості по обробці зображень. На відміну від аналогових цифрові рентгенографічні системи дозволяють одержувати зображення при будь-якому необхідному

рівні дози, причому ці зображення можна обробляти та відображати самими різними способами. Такі системи є більш дорогими, ніж звичайні рентгенівські системи, проте у міру розвитку комп'ютерної техніки і систем візуалізації знаходять все більш широке застосування.

Цифрова рентгенодіагностика забезпечується комп'ютерною технологією.

Дисплей

Блок довгострокової пам'яті

Пристрій документування

Комп'ютер + пам'ять зображення

Інтерфейс даних

Приймач зображення

Пацієнт

Рентгенівський апарат

Рис 2.37 Складові елементи цифрової системи отримання рентгенівських зображень

На рис. 2.37 наведена блок-схема типової рентгенографічної системи. Рентгенівська трубка і приймач пов'язані з комп'ютером і управляються їм буде, а одержуване зображення запам'ятовується, обробляється (у цифровій формі) і відображається на телеекрані, що становить частину пульта управління (або пристрої виведення даних) оператора рентгенолога. Аналогічні пульти управління застосовуються і в інших цифрових системах отримання зображення - комп'ютерної томографії, магнітно-резонансної томографії.

Формування цифрового рентгенівського зображення має ряд достоїнств. Цифрове зображення можна записати на магнітному носії, оптичному диску або ж вивести зображення на плівку в аналоговій формі за допомогою лазерного принтера, тобто перевести зображення на тверду копію.

У цифровій рентгенології можуть знайти застосування два класи приймачів зображення: приймачі з безпосереднім формуванням зображення і приймачі з частковою реєстрацією зображення, в яких повне зображення формується шляхом

сканування або рентгенівським пучком або приймальний пристрій (скануюча проекційна рентгенографія).

До приймачів з безпосереднім формуванням цифрового зображення відносять: 1) підсилювач рентгенівського зображення з аналого-цифровим перетворювачем; 2) пристрій з вимушеної люминисценции (рентгенографія на запам'ятовуючих люмінофорах). Ці приймачі можуть безпосередньо формувати цифрове зображення без проміжної реєстрації та зберігання.

Пристрій ПРЗ + АЦП

(Цифрова флюороскопія і флюорографія)

У системі аналогової відеофлюороскопіі телевізійна камера утворює безперервно мінливий у напрямку електросігнал, який і модулює яскравість світіння екрана телевізійного монітора.

Цифрові флюороскопіческіе системи перетворюють на аналого-цифровому перетворювачі аналоговий відеосигнал в цифровий, який формує цифрову матрицю покадрових зображень, пропорційно характеристиками яскравості видимого аналогового зображення.

На рис. 8-1 показана різниця між аналоговим і цифровим сигналом, а також сформовані ними флюороскопіческіе зображення. Цифрове зображення можна вивести на телевізійний екран (цифрова флюороскопія) або сфотографувати малоформатної камерою (цифрова флюорографія). Різновид цієї технології використовується в ангіографії для вирахування зображень. Цю технологію називають «цифровий» (дигитальной) субтракційної ангіографією (ДСА).

Крім приймачів, безпосередньо передавальних зображення на зовнішній пристрій відображення, використовуються і приймачі, безпосередньо запам'ятовуючі зображення.

Дигитальна (цифрова, комп'ютерна) рентгенографія

на запам'ятовуючих люмінофорах

Дигитальна рентгенографія (ДР) заснована на фіксації просторового рентгенівського зображення запам'ятовуючими люмінофорами. Люмінофор з вимушеною люминисценции розроблений компанією Fuji Photo Film.

Приймач зображення являє собою гнучку пластину, покриту люмінофором з вимушеною люминисценции, здатної зберігати поглинену енергію падаючого рентгенівського випромінювання в квазіустойчівом стані, а також випромінювати цю енергію у вигляді фотонів при опроміненні світлом видимого або ІЧ-діапазону. Люмінофор повинен мати високий коефіцієнт поглинання рентгенівського випромінювання, а також велику світлову віддачу на одиницю поглиненої енергії. Для швидкого зчитування зображення постійна часу люмінофора повинна бути менше 10мкс. Добре задовольняє цим вимогам фторид барію, активоване европием, який є основою для випускаються промисловістю приймачів з вимушеною люминисценции.

Екран (пластина), покритий запам'ятовуючим люмінофором, зовні схожий на звичайний підсилюючий екран. Приховане зображення на такому екрані здатне зберігатися, в залежності від виду люмінофора, від декількох хвилин до декількох днів, перш ніж якість його впаде нижче прийнятного рівня. Це приховане зображення може бути зчитане з екрану скануючою системою і відтворене електронно-променевою трубкою.

Зчитування прихованого зображення проводиться інфрачервоним лазером, що стимулює люмінофор і він віддає накопичену їм енергію у вигляді видимого світла (рис. 8-3). Цей феномен називається фотостимульованої люминисценции. Вона, як і світіння звичайних посилюючих екранів, пропорційна числу рентгенівських фотонів, поглинутих запам'ятовуючим люмінофором.

У процесі зчитування вивільняється не вся накопичена екраном енергія. Щоб повністю очистити люмінісцентний екран від прихованого зображення він піддається в процесорі короткочасного інтенсивного опромінення видимим світлом, після чого екран можна використовувати повторно.

Процес зчитування зображення здійснюється скануючим лазером, світловий потік якого сканує поверхню екрану в растровій послідовності, подібно електронного пучка телевізійного кінескопа. Лазерний пучок має розмір плями приблизно 0,1 мм, тому дозвіл в зображенні досягає 5-10 елементів / мм. Порушуваний в люмінофорі лазером світло з кожної точки екрану фокусується і трансформується в електричний сигнал за допомогою спеціальної оптичної системи і фотопомножувача. Перед фотопомножувачем раполагается фільтр, що послабляє стимульований світло, так як його інтенсивність на декілька порядків вище ніж у світла, еммітіруемого звичайним підсилює екраном.

Фотопомножувач, що володіє широким динамічним діапазоном, конвертує що варіюється за інтенсивністю світловий потік з екрану в змінюється електричний сигнал, який посилюється, і вимірюється і проходить через аналого-цифровий перетворювач, щоб сформувати бінарну (цифрову) матрицю, яка відображатиме яскравісні показники кожного пікселя. 12-бітова система представляє ці показники в діапазоні від 0 до 4095 (2 № І = 4096).

Сигнал, переведений в цифрову форму, передається в процесор (буфер) зображення. Таблиці перекодування процесора забезпечують перетворення вмісту пам'яті зображення в необхідний діапазон яскравості і контрасту.

Це пристрій виконує дві функції. По-перше, воно обчислює середній рівень затемненості зображення і сумарний діапазон між світлою і темною частинами зображення. По-друге, воно використовує цю інформацію для розрахунку переданого на лазерний принтер оптимального зображення, яке останній і відтворює на прозорій плівці.

Порівняння рентгенографії на запам'ятовуючих люмінофорах

з рентгенографією на підсилюють екранах і системою ПРЗ + ТК

Обом систем для отримання якісного знімка потрібна приблизно одна і та ж експозиція (доза). Основна відмінність між двома методами пов'язане з їх різною експозиційної широтою, яка у запам'ятовуючих дюмінофоров надзвичайно велика, і приблизно в 10 000 разів більше, ніж у комплексів «екран-плівка». У результаті запам'ятовуючі люмінофори здатні відображати більш широкий діапазон фотонних густин.

Система запам'ятовуючих люмінофорів формує цифрове зображення, яке може бути візуалізовано на екрані електронно-променевої трубки чи очищену комп'ютером. До переваг таких цифрових зображень належить можливість їх комп'ютерної переробки (субтракція і крайове посилення) і керування ними.

Характеристики приймачів з безпосереднім формуванням цифрового зображення (ПРЗ з телекамерою і запам'ятовуючими люмінофорами) аналізувалися вище, тому доцільно відзначити лише основні відмінності між ними. УРІ не володіють найкращим просторовим дозволом або контрастом, однак мають високу швидкодію. Аналого-цифрове перетворення флюорограми з числом пікселів 512  512 може займати час менше 0,03 с. Навіть при числі пікселів 2048  2048 в зображенні час перетворення зображення в цифрову форму складає всього декілька секунд.

Час зчитування зображення з пластини з вимушеною люминисценции значно більше, хоча остання вигідно відрізняється кращим дозволом і динамічним діапазоном.

Лазерні принтери

Незважаючи на всі переваги передачі електронних зображень на відстань, зберігається потреба в переведенні їх на тверді копії. Для їх формування на плівці використовуються лазерні принтери (рис.8-6). Галоідосеребряние плівки можуть бути сенсибілізовані до світла лазера, аналогічно як до синього або зеленого світіння підсилюючих екранів. Більшість лазерних плівок повинні оброблятися в повній темряві.

Лазерні принтери можна приєднувати до різного роду систем отримання цифрових медичних зображень. Дані від кожного інтерфейсу накопичуються в

пам'яті принтера, а потім у формі піксел відображаються на плівці різними градаціями сірого. 8-бітові принтери забезпечують експозиційну модуляцію достатню для передачі 256 градацій сірого, а 12-бітові - 4096 градацій. Такий діапазон відтінків сірого дозволяє створювати точні ....... зображення без будь-яких артефактів відтворення. У всіх дазерних принтерах використовується метод інтерполяції, що збільшує число пікселів і дозволяє збільшувати розмір зображення. Зазвичай використовуються два види інтерполяції: згладжуюча і різка. До першого виду належить так званий кубічний сплайн, а до другого - реплікація.

Лазерні принтери різко збільшили ефективність відділень променевої діагностики. Завдяки особистій з'єднанню лазерного принтера з проявочний автоматом, рентгенолаборанта більше не потрібно залишати пацієнта, щоб проявити плівку. Тверді копії цифрових зображень роздруковуються в умовах звичайної освітленості менше ніж за дві хвилини.

При підключенні одного або декількох лазерних принтерів через інтерфейси до декількох джерел цифрових зображень значно підвищується продуктивність, гнучкість системи та можливість розмноження твердих копій (рис. 8-7, і 8-8).

Лінійна скануюча система з твердотілим приймачем

Системи отримання зображення зі скануванням рентгенівським пучком і приймачем мають важливу перевагу, що полягає в тому, що в них виключно добре пригнічується розсіювання. У цих системах один ...... розташовується перед пацієнтом з метою обмеження первинного рентгенівського пучка до розмірів, необхідних для роботи приймача, а інший за пацієнтом, щоб зменшити розсіювання. На рис. 2.38 зображена лінійна скануюча система для отримання цифрового зображення грудної клітини. Приймачем в системі є смужка напівпровідника (наприклад, з оксиду гадолінію), зчитування інформації з якою ведеться лінійної матрицею з 1024 фотодіодів. Проекційні рентгенограми синтезуються подібним чином, також сканерами КТ і виконують допоміжну роль при виділенні відповідного перерізу.

Головним недоліком скануючої системи є те, що більша частина корисної вихідної потужності рентгенівської трубки втрачається і що необхідні великі часи експозиції. Час експозиції становить близько 10 с, що зменшує термін служби рентгенівської трубки і створює складності при візуалізації рухомих органів. Слід зауважити, що, незважаючи на велику загальний час експозиції, час опромінення кожного елемента зображення дуже мало, так що втрати якості зображення за рахунок руху тут не такі істотні у порівнянні з традиційною рентгенографією при тому ж часу експозиції.

Взагалі кажучи, цифрова рентгенографічна система буде мати дозвіл нижче, ніж система "екран-плівка», однак за умови узгодження розмірів матриці зображення і приймача в залежності від області медичного застосування зазначену обставину не буде суттєвим. Матриці зображення 512  512 елементів може бути цілком достатньо для цілей цифровий флюороскопії, тоді як система рентгеноскопії грудної клітини може зажадати матриці з числом елементів 1024  1024 при розмірах елемента зображення близько 0,4 мм [400мм: 1024]. Для мамографічних обстежень необхідна матриця з 2048  2048 елементів з розміром елемента 0,1 мм [200мм: 2048].

Число градацій в зображенні буде також залежати від медичного призначення. Аналого-цифрового перетворювача на 8 біт (2 = 256 рівнів сірої шкали), що забезпечує точність 0,4%, цілком достатньо для реєстрації зашумлених зображень або великих масивів (меншою ступені градації яскравості відповідає більший рівень шуму). Однак для ряду додатків може знадобитися і 10-бітовий АЦП (2 № є = 1024 рівнів сірої шкали, точність 0,1%). Людське око при хорошому освітленні може виявити відмінності у контрастності близько 2%.

Лінійна скануюча система з газонаповненим детектором

(Багатодротяна пропорційна камера - МППК)

У системі отримання рентгенівського зображення зазвичай використовують твердотільні приймачі, що дозволяють досягти високого коефіцієнта поглинання рентгенівського випромінювання. При використанні камер, наповнених газом, високої ефективності досягають шляхом підбору газу з високим порядковим номером, з високим тиском і роботою в режимі пропорційного рахунку. Інертні гази ксенон і криптон мають більший вихід іонів, але фреон при достатньому виході значно дешевше.

Детектор складається з області дрейфу і області реєстрації і поміщений у капсулу високого тиску з тонким вхідним окном.Пронікающіе через вікно кванти взаємодіють з атомами газу (90% ксенону Xe і 10% метану при тиску 3-5 атм.), А виникаючі при іонізації заряджені частинки дрейфують в область реєстрації під дією електричного поля напруженістю 1кВ · см-№. В області реєстрації нахлдятся три паралельні шару з зволікань, причому два на зовнішніх (катода) знаходяться під нульовим потенціалом, а середній (внутрішній) шар знаходиться під високим позитивним потенціалом (анод). Лавина заряджених частинок реєструється шарами зволікань, причому обидва дротяних катода з орієнтованими перпендикулярно один одному рядами зволікань забезпечують просторову локалізацію точки реєстрації.

Просторове роздільна здатність становить до 0,5 мм.

Напівпровідникові матричні детектори рентгенівського випромінювання

Детектори на основі кремнієвих і германієвих напівпровідників характеризуються високою роздільною здатністю по енергії. Для утворення в них електрон-діркової пари необхідна енергія, рівна всього лише декільком електрон-вольт; при повному насиченні напівпровідник починає функціонувати на зразок твердотільної іонізаційної камери і має досить високу ефективність при детектуванні кожної електрон-діркової пари. При цьому у високочистих германії (при температурі рідкого азоту) і в кремнії (при кімнатній температурі) можна домогтися дозволу по енергії приблизно 600 еВ кілька кілоелектронвольт відповідно.

Останні розробки дозволили створити координатно-чутливі кремнієві детектори з просторовим роздільною здатністю 2,5 лн / мм [дозвіл 0,2 мм].

Чіткість на практиці визначається просторовим дозволом, який повідомляє скільки деталей або ліній (л / мм) можна розрізнити; наприклад в 1мм (одиниця виміру лп / мм). Зазвичай використовують наступні величини:

20 лп / мм (плівка);

10 лп / мм (нормальна комбінація екран-плівка);

1-2 лп / мм (УРІ-ТВ, магнітна камера);

1 лп / мм (КТ або УЗ пристрій);

0,5 лп / мм (гамма-камера).

Отримання цифрових зображень

Формування цифрового зображення здійснюється оцифруванням аналізованого параметра (інтенсивності світіння екрана, величини струму детектора і т.п.) в процесі реєстрації. Рідше оцифровка проводиться з вже записаних в аналоговій формі зображень, тобто з твердих копій зображення об'єкта, наприклад з рентгенограм. У першому випадку говорять про інтерактивну (взаємодіючої) обробці інформації, в другому - про ................ (Відокремленою від тверді). Безсумнівно, інтерактивний спосіб кращий, тому що будь-яке попереднє формування зображення веде до втрати частини первісної інформації внаслідок недосконалості приймального пристрою (у нашому прикладі малої динамічної широти рентгенівської плівки).

Оскільки сам принцип растрового характеру зображення в першому і другому випадку ідентичний, то розглянемо для наочності процес оцифрування аналогового зображення - рентгенограми (ріс.1АД). Якщо рівень затемненості вздовж проходить поперек аналогового зображення лінії вимірювати денситометром, як на мал.1, то результатом

буде крива лінія. Якщо отриману криву розділити на рівні частини, для кожної частини можна розрахувати середню щільність і поставити відповідне числове значення. Середні щільності показані на рис. 1В, а відповідні числові значення - на рис. 1С. Після того як вся поверхня рентгенограми буде розбита на лінії і виміряти денситометром, аналогове зображення можна перетворити на так зване цифрове (дигітально) зображення (рис. 2С), що представляє собою матрицю (двомірну карту) цифрових величин.

Відстань між лініями і розмір формують кожну лінію рівних частин визначають дозвіл цифрового зображення. Чотирикутник з висотою, яка дорівнює відстані між двома лініями, і шириною, рівній одному кроку уздовж лінії, називають елементом зображення, або пикселом (скорочення від picture element). Кожен піксел має в матриці свої просторові координати (ряд і стовпчик), аналогічні розташованому в тілі пацієнта відповідного йому елементарного об'єму, який називається Воксель (volume element). Таким чином, пацієнт складається з вокселях, а цифрове зображення - з пікселів.

Цифрове зображення за своєю природою адаптовано до комп'ютерної техніки. У ній інформація про параметри виражається в цифровий, двійковій, бінарної (від лат. Binarius - подвійний) системою. Бінарну одиницю називають біт (bit [bit] шматочок). Біт має тільки два значення - нуль і одиниця, що відображає наявність електричного сигналу в системі тільки в двох станах: «є-ні» або двох станах напруги: «високе-низький».

Вся інформація в двійковій цифровій системі кодується комбінацією нулів та одиниць. При перекладі цифр десяткової системи числення, якої ми користуємося в двійкову систему, яка застосовується в ЕОМ, тобто в систему, в якій кожне число виражається за допомогою лише двох цифр 0 і 1, буде потрібна велика кількість розрядів (ціфромест). Так на рис. 1Д представлено 16 рівнів затемненості. У двійковій цифровій системі це може бути передано чотирма бітами, чотирма знакоместа, комбінацією чотирьох знаків з нулів і одиниць, тобто підставою два в четвертого ступеня (2 = 2.2.2.2 = 16).

Вісім біт (двійкових одиниць) використовується як одиниця кількості інформації і носить назву байт (від англ. Byte [bait] шматок). У більшості випадків байт формує один символ (букву, цифру, спеціальний символ, включаючи всі знаки клавіатури з якою вводиться інформація оператором). Стосовно до розглянутої задачі - передача рівнів затемненості, 8-бітний піксел (байтних система формування пікселя) передає 2 = 256 варіантів відтінків, тобто рівнів сірої шкали в діапазоні між чорним і білим.

Аналого-цифрове перетворення

Інформація про зображення, що передається електронними або оптичними засобами в межах радіологічної установки, радіологічного відділення або між різними відділами, надсилається в аналоговій формі за допомогою електричного струму або оптичного сигналу різної інтенсивності, подібно зображеному на рис. 1А. Зображення може також передаватися у вигляді показаних на рис. 1Д цифрових сигналів.

Оскільки цифрові сигнали мають бінарний характер, тобто складаються з окремих енергетичних станів, їх називають покроковими, переривчастими (дискретними) на відміну від постійно змінюються, аналогових, безперервних.

Перетворення сигналів в цифрову форму відбувається в аналого-цифровому перетворювачі (АЦП). Щоб уявити передану цифрову інформацію на моніторі, тобто перетворити цифровий сигнал в аналоговий, необхідний цифро-аналоговий перетворювач (ЦАП).

Таким чином, в АЦП відбувається кодування аналогового сигналу зображення в низку цифр для створення цифрового способу зображення. ЦАП здійснює декодування, перетворення цифрового образу в аналоговий, видиме на дисплеї або на твердій копії - відбитку.

Всі медичні зображення в променевій діагностиці можуть існувати у двох варіантах: 1) у нефіксованим вигляді - на екрані дисплея, на магнітних носіях (стрічках, жорстких дисках, оптичних дисках, компакт-дисках, дискетах); 2) у вигляді твердих копій - відбитків на папері, термобумазі, фотопапері, поляроїдних фотопапері, а також

рентгенівській плівці. На рентгенівську плівку електронні зображення записуються за допомогою лазерних друкуючих пристроїв (принтерів).

Просторове і плотностное дозвіл

Найбільш важливим аспектом якості зображення є дозвіл або роздільна здатність. Часто використовується такий показник, як кількість пар ліній на міліметр, яке може розрізнити очей при певних умовах. Однак це визначення дійсна тільки для аналогових зображень лн / мм. На цифрових зображеннях неможливо розрізнити деталі менше одного піксела. Такий тип дозволу називають просторовим дозволом (порівняйте рис. 2а, 2в, рис. 8-2).

Зображення зазвичай формується з числа пікселів, пропорційного двом. У методах променевої діагностики використовуються матриці на 32  32, 64  64, 128  128, 256  256, 512  512, 1024  1024 або 2048  2048 пікселів. Реально можливе дозвіл лімітується роздільною здатністю приймача і роздільною здатністю системи відображення.

Дозвіл по контрастності в цифрових зображеннях залежить від числа можливих градацій сірого в діапазоні від чорного до білого; часто воно краще, ніж у аналогових зображень.

Система візуалізації (відображення)

Матричні зображення формуються на растровому дисплеї, аналогічно тому, як це відбувається в телевізійних приймачах, тобто шляхом сканування електронним променем по рядках 30 разів в 1с. Таким чином створюється режим сприйняття зображення в реальному часі.

Для створення матричного зображення застосовується спеціальний дисплейний процесор, який через систему зв'язку (інтерфейс) підключений до основної ЕОМ. Пам'ять дисплейного процесора організована у вигляді матриці, кожному з елементів якої відповідає свою визначену ділянку екрана дисплея. Подібна елементарна одиниця матричного зображення, якій відповідає адресується ділянку пам'яті іпредставляет піксель - елемент картини.

Таким чином, вся площа растрового екрану дисплея являє собою матрицю - сукупність пікселів. У променевій діагностиці екранна площа дисплея може формуватися у вигляді матриці від 32  32 до 1024  1280 відповідно просторової роздільної здатності системи відображення.

Кожен піксел зображення формується в пам'яті дисплейного процесора різним числом біт - від 2 до 16. Чим більшою кількістю біт інформації представлений кожний піксел зображення, тим багатшою зображення за своїми глядацьким властивостям і тим більше воно містить інформацію про досліджуваному об'єкті. Так, 6-бітовий пікселів, що використовується найчастіше в ультразвуковій діагностиці, містить 2 = 64 відтінку сірого кольору (від чорного до білого).

У радіонуклідної діагностиці використовується переважно 8-бітний піксел (байтних система формування пікселя), в ньому 2 = 256 варіантів оцінок, тобто рівнів сірої шкали. Неважко підрахувати, що матричне зображення 128  128 пікселів вимагає 16384 байт пам'яті або більше 16 кілобайт, що еквівалентно об'ємом пам'яті для запису 8 сторінок тексту.

Більш досконалі системи радіонуклідної діагностики маю зображення 512  512 пікселів. Для формування таких образів потрібно відповідно при 8-бітному пікселі близько 256 Кбайт пам'яті комп'ютера. Збільшення обсягу пам'яті, що адресується неминуче призводить до зниження швидкості обміну інформацією, що супроводжується збільшенням часу, необхідного для побудови кожного кадру зображення. Тому дрібні растри (512  512, 1024  1024) застосовують переважно для отримання статичних зображень з високим просторовим дозволом, тобто в діагностиці вогнищевих змін в органах, тоді як великі растри (128  128, 256  256) використовують головним чином для динамічних досліджень.

Кольорові дисплеї, що застосовуються в радіонуклідної діагностики та термографії, вимагають для своєї роботи пам'ять комп'ютера в три рази більшу, ніж чорно-білі, за кількістю основних кольорів - червоний, синій, зелений. Зрозуміло, що для реалізації такого завдання потрібні потужні комп'ютери з добре організованим програмним забезпеченням.

У комп'ютерній томографії використовують 2-байтниє пікселі, які містять 2 = 65576 відтінків сірого. При розмірі матриці 512  512 на отримання однієї комп'ютерної томограми витрачається близько 412 Кбайт пам'яті комп'ютера. Приблизно такий же обсяг пам'яті необхідний для отримання однієї МР-томограми.

У дигітальних способах рентгеноскопії та рентгенографії застосовується дрібний растр, матриця 1024  1024. Зображення з таким просторовим дозволом і байтним дозволом по контрастності, тобто зображення з мільйона восьмібітних пікселів практично трохи відокремити від звичайного напівтонового аналогового зображення. Для отримання такого дигітальну рентгенівського зображення при байтним дозволі по щільності потрібно понад 1-го мегабайт комп'ютерної пам'яті. Ще більший обсяг пам'яті (понад 2 Мбайт) необхідний для побудови одного кадру в дигитальной субтракційної ангіографії - комп'ютеризованому контрастному рентгенологічному дослідженні судин.

Якщо визначити просторове розрізнення звичайної повноформатної рентгенівської плівки, то його можна порівняти з цифровим зображенням з роздільною здатністю 4096  4096 пікселів. Таке просторове дозвіл використовується при мамографії. У цьому випадку розмір піксела становить приблизно 0,05  0,05 мм. Таке просторове дозвіл за наявності дисплея з відповідною характеристикою безсумнівно відповідає нині діючим вимогам, що пред'являються до вирішення 10 пар ліній / мм, що може бути досягнуто з існуючими матеріалами.

Області застосування та переваги цифрових систем.

Сфера застосування цифрової рентгенографії у подальшому буде розширюватися, вона поступово буде заміщати звичайну рентгенографію. Це визначається низкою особливостей і переваг дигитальной радіології:

Дигитальна рентгенографія не вимагає дорогої рентгенівської плівки та фотопроцесу. Вона відрізняється швидкодією.

Можливість зниження променевого навантаження на пацієнта. Якщо у звичайній рентгенології доза опромінення залежить від чувсвітельності приймача зображення і динамічного діапазону плівки, то в цифрової рентгенографії обидва ці показники можуть виявитися несуттєвими. Зниження дози можна досягти установкою експозиції, при якій підтримується необхідний рівень шуму в зображенні. Так при цифровій флюороскопії детальне вивчення морфологічних ознак можливо на стоп-кадрі, а функціональних - на кінофлюорограммах в процесі самого дослідження. Так, наприклад, створене фірмою «Сіменс» пристрій «Політрон» з матрицею 1024  1024 дозволяє домогтися відносини «сигнал-шум», рівного 6000:1. Це забезпечує виконання не тільки рентгенографії, але і рентгеноскопії з високою якістю зображення.

Збільшення інформаційного змісту матеріалу. По просторовому вирішенню цифрове зображення гірше звичайного аналогового рентгенівського зображення. Це компенсується природою цифрової технології і закладеним в ній потенціалом.

В даний час вивчаються методи інтерактивної інтерпретації і автоматичного аналізу зображень. Мета - збільшення точності діагностики (мал. 5).

Поліпшення дозволу по контрастності за допомогою варіювання шкали контрастності на моніторі. При цифрової рентгенографії для співвідношення

цифрового значення кожного пікселя з тим або іншим відтінком сірого в відтворюваному зображенні використовуються спеціальні таблиці відтворення (рис. 8-5). Таблиця переводить цифрові значення сірої шкали в показники щільності або яскравість світіння електронно-променевої трубки або лазерного принтера. Це покращує перегляд зображення на моніторі або роздруківку його на вихідному пристрої (лазерному принтері). Зміна ширини «вікна» змінює контрастність остаточного зображення, а зміна рівня «вікна» - його яскравість. Розглянемо використання рівня (яскравості) і ширини «вікна» (контрастності) в процесі оцінки на моніторі КТ-або МР-зображень (рис. 4 AF).

Найбільш важливим застосуванням цифрової обробки є, мабуть, субтракційної метод візуалізації (віднімання зображень). Рентгенолог може не помітити дрібних деталей у зображенні, які система відображає, або пропустити слабоконтрастних структуру, видиму на тлі шумів зображення, через складний будови оточуючих (або сверхлежащіх) тканин. Субтракційної метод в рентгенографії дозволяє усунути більшу частину паразитарної фонової структури й тим самим збільшити ймовірність виявлення важливих деталей на рентгенограмі. Метод цифровий (дигитальной) субтракційної ангіографії (ЦСА) успішно використовується для візуалізації кровоносних судин після внутрішньовенного або внутрішньоартеріального введення рентгеноконтрастної речовини. Зображення представляє інтерес області отримують до введення контрастної речовини і використовують як маску для вирахування з зображень, що показують проходження контрастної речовини по кровоносних судинах. Тобто знімок до ін'єкції фотографічно конвертується таким чином, що чорне стає білим і навпаки, а потім поєднується зі знімком після ін'єкції, в результаті чого спостерігається тільки судинна система. Безумовно, цю процедуру швидше і простіше здійснювати електронним шляхом, використовуючи комп'ютер. Цілі послідовності кінокадрів фону можуть відніматися з рухомих, заповнених контрастним речовиною структур, таких як коронарні артерії серця, що б'ється. Найчастіше віднімання здійснюється в масштабі реального часу, в процесі запису ін'єкції контрастної речовини. Перевага комп'ютеризації в тому, що при легкому зсуві зображень до і після ін'єкції, внаслідок руху, можна автоматично знаходити оптимальну для вирахування орієнтацію цих зображень. Комп'ютерну томографію можна розглядати як окремий випадок методу субтракційної рентгенографії, в якому зі звичайних проекційних зображень усувається інформація про вищерозміщених структурах. Іншим прикладом субтракційної методу є двохенергетична рентгеногрфія, в якій два зображення отримують на різних довжинах хвиль рентгенівського випромінювання. Потім можна отримати роздільні зображення м'яких тканин і кісток.

Маніпуляції з зображенням:

а) інверсія зображення;

б) збільшення зображення або окремого фрагмента;

в) посилення контурів;

г) вирівнювання контрастності;

д) радіологічні виміру: відстані, кутів, площ.

Можливості здійснення математичних операцій з цифровими зображеннями в більшій чи меншій мірі необмежені. Вирівнювання контрастності пояснюється необхідністю оцінки в рівній мірі структур, розташованих як в дуже темних, так і в дуже світлих областях початкового зображення.

Використовувані для операцій з зображеннями методи математично грунтуються на перерахунку кожного пікселя, базуючись на значеннях навколишніх пікселів.

Архівація цифрових зображень.

Досягнення комп'ютерної техніки зробили можливим зберігати велику кількість цифрових зображень, навіть якщо для цього необхідні великі обсяги пам'яті. Цифрове зображення можна записувати на магнітному або оптичному диску або магнітній стрічці. Для зменшення необхідних розмірів сховищ цифрові зображення зазвичай стискають. Поява цифрових систем зображення надає нові можливості управління зображеннями та інформацією. Наприклад, значно полегшується, в порівнянні з традиційними архівами рентгенограм, зберігання та вилучення діагностичних зображень з електронного архіву (на оптичних дисках). Значно знижується і можливість втрати або неправильного розміщення конкретного зображення. Більш того, один і той же знімок може одночасно проглядатися в різних підрозділах лікарні, значно полегшується консультування знімків.

Відділення цифрової радіології. Відділення цифрової радіології, що використовує лише цифрові зображення та монітори, повинно мати розгалуженої або кільцевої мережею, що з'єднує всі задіяні функціональні елементи. Такими елементами є: 1) системи отримання зображень; 2) робочі станції для обробки зображень; 3) архіви; 4) централізована або децентралізована комп'ютерна система.

Система Передачі і Зберігання Зображень (СПХІ). Picture Archiving and Communication System (PACS). Цифрове зображення можна передавати по електронних ланцюгів, використовуючи комп'ютерні мережі. Подібна комп'ютерна система зберігання і обробки зображень носить назву СПХІ. У випадку повністю розроблених систем СПХІ діагностичні конференції, обговорення випадків проводяться за зображенням на екрані, а не по знімках. У перехідний період аналогові знімки і виведені на екрани зображення часто співіснують, і обидва варіанти можуть використовуватися під час обговорень.

Телерадіології. Цифрові системи дозволяють також передавати зображення на далекі відстані, зокрема з віддалених медичних закладів первинної ланки до центральних. Новітні телерадіологіческіе системи підключаються до архівів, відеокамери або до лазерного дигітайзери, який переводить аналогове зображення в цифрову форму і записує в окрему телерадіологіческую пам'ять. Така здатність передавати зображення в будь-яке місце, куди це необхідно, робить дигітальних системи особливо привабливими.

Словник

Аналогія (грец. analogia - відповідність, подібність) подібність предметів (явищ, процесів) у яких-небудь властивостях.

Апостеріорний (apo (пріст.) відділення від чого-небудь, видалення, відставання, припинення) sterina - orum, u / pl, stereos - твердий).

Байт (від англ. Byte [bait] шматок) одиниця кількості інформації з 8 біт.

Біт (англ. bit, від binary - двійковий та digit - знак), те ж, що двійкова одиниця.

Дефлектор (від лат. Deflecto - відхиляю, відводжу) пристрій для відхилення світлового пучка.

Дискретність (від лат. Discretus - розділений, переривчастий) переривчастість протиставляється безперервності. Дискретне зміна будь-якої величини у часі - зміна, що відбувається через деякі проміжки часу (стрибками).

Дисплей (від англ. Display - показувати - відтворювати) пристрій візуального відображення інформації (у вигляді тексту, таблиць, креслення тощо) на екрані електронно-променевого приладу.

Інваріантність (від лат. Invarians - незмінний), незмінність к.-л. величини при зміні фіз. умов або по відношенню до деяких перетворень.

Інерція, інертність (від лат. Iners, род.п. inertis - бездіяльний). У механіці властивість тіла зберігати стан рівномірного прямолінійного руху або спокою.

Інтерактивний (від лат. Interaction - взаємодія) знаходиться у взаємодії.

Комутація (від лат. Commutatio-зміна) електричних ланцюгів, процес перемикання електричних з'єднань в пристроях автоматики.

Ксенон (грец. xenos - чужий) інертний газ, відкритий як домішка до криптон. Ат № 54. Ат. м. 131,29. Криптон (грец. kryptos - прихований, у зв'язку з труднощами одержання) Ат. № 36. Ат. м. 83,80. Щільність 3,745 г / л. Аргон (грец. argos - недеятельной). Щільність 1,784 г / л, ат. № 18, ат. м. 39,95. Склад повітря: азот 78%, кисень 21%, інертні гази 0,94%, вуглекислий газ 0,03%.

Люмінесценція (від лат. Lumen, род.п. luminis - світло і escent - суфікс, що означає слабку дію), світіння деяких речовин, надмірне ..... їх тепловим випромінюванням при даній температурі і збудження будь-яким джерелом енергії (виникає під дією світла, радіоактивного й рентгенівського випромінювання, електричного поля при хімічних реакціях і механічних впливах). За механізмом розрізняють резонансну, спонтанну, вимушену та рекомбінації. Л., по тривалості - флюоресценцію (короткочасну Л.) і фосфоресценцію (тривалу Л.).

Люмінофори є ефективними перетворювачами різних видів радіації з перепадом енергії квантів від 0,1 до 10 еВ і вище в електромагнітне випромінювання з енергією фотонів 2-3 еВ. Енергія, запасена в люмінофорі при її порушенні, може потім висвічуватись протягом приблизно 10 - 10 с, тобто тривалість світіння коливається від часток мілісекунд до року. 1 рік = 31586000 сек .= 3010 сек.

Модуляція (лат. module - міра, modulatio - мірність, розмірність) - зміна по заданому закону в часі величин, що характеризують який-небудь регулярний фізичний процес.

Монітор (від лат. Monitor - нагадує, наглядовий) відеоконтрольний пристрій.

Планарна технологія (від англ. Planar - плоский) - нанесення тонкої діелектричної плівки на повехности напівпровідника (Si, Ge, Ga, As); видалення способом фотографії або електролітографіі певних ділянок цієї плівки; введення в кристал через незахищені плівкою ділянки донорних або акцепторних домішок ( легування). У результаті цих операцій в кристалі утворюються області з електронно-дірковий переходами.

Напівпровідники, речовини електропровідність яких при кімнатній температурі має проміжне значення між електропровідністю металів (10 -10 Ом см) і діелектриків (10 -10 Ом см). Характерна особливість П. - зростання електропровідності зі зростанням температури; на неї впливають і інші впливи: світло, сильне електричне поле, потоки швидких частинок. Висока чутливість електропровідності до змісту домішок і дефектів в кристалах також характерна для П. Носіями струму в напівпровідниках є електрони провідності й дірки (носії покладе. Заряду). В ідеальних кристалах вони з'являються завжди парами, так що концентрації обох типів носіїв рівні. У реальних кристалах зміст домішки і дефекти структури рівності концентрації електронів і дірок може порушуватися і провідність здійснюється практично тільки одним типом носіїв.

Напівпровідникові прилади служать для генерування, посилення і перетворення електричних коливань. Напівпровідникові інтегральні схеми - електронні пристрої у вигляді єдиного блоку (пластини) з Si, Ge та ін на якому методом планарної

технології утворені зони, що виконують функції активних і пасивних елементів (діодів, транзисторів, резисторів, конденсаторів та ін.)

Режим реального часу - динамічний режим. Використовується в тих випадках, коли потрібно безперервне управління процесом збору діагностичної інформації. У більш загальному сенсі слова означає, що користувач не відчуває затримки між командою і результатом її виконання.

РЕОП - рентгенівський електронно-оптичний перетворювач. Складається з вакуумної колби з люмінесцентним екраном на кожному з її кінців, фотокатода та електронно-оптичної системи. Вхідний вікно колби повинно мати високий пропускання для рентгенівського випромінювання. В підсилювачі фірми «Сіменс» застосовано алюмінієве вікно з пропущенням 92%. Після проходження через вхідний вікно рентгенівські фотони бомбардують поверхню флюоресцентного екрану, розташованого на внутрішній поверхні вікна. Діаметр вхідного екрану обмежує поле зору підсилювача і зазвичай становить 12,5 - 35 см і навіть 57 см. Вхідний екран на основі йодиду цезію забезпечує вихід до 2000 фотонів на один поглинений рентгенівський квант.

Виникає світловий образ на вхідному флюоресцентним екрані перетворюється на фотокатоде в потік електронів. Ефективність фотокатода становить близько 0,1, так що на один поглинений рентгенівський квант доводиться приблизно 200 фотоелектронів. Під дією електричного поля ускоряющего з різницею потенціалів приблизно 25 кВ енергія електронів зростає в кілька тисяч разів. Фокусують електроди призначені для зменшення розміру зображення.

Діаметр вихідного люмінесцентного екрана анода звичайно дорівнює 2,5 см. Це зменшення зображення, пов'язане з прискоренням електронів, гарантує збільшення яскравості (свічення) первинного зображення приблизно в 5000 разів.

Числення (нумерація) спосіб вираження і позначення чисел. У системах С. деяке число n одиниць (наприклад, десять) об'єднується в одну одиницю 2-го розряду (десяток), те ж число одиниць 2-го розряду об'єднується в одиницю 3-го розряду (сотню) і т.д. Число n називають основою системи С., а знаки вживаються для позначення кількостей одиниць кожного розряду, - цифрами. Найбільш вживана система С. - десяткова, з цифрами 0,1,2,3,4,5,6,7,8,9. У Др. Вавилоні була поширена шістдесяткова система, сліди якої збереглися в розподілі години і градуси на 60 хв. і хвилини на 60с. У ЕОМ застосовується двійкова система С., у якій кожне число виражається за допомогою двох цифр 0 і 1.

Телевізійна камера перетворює світлове зображення в електричний відеосигнал. Відеосигнал з камери по кабелю надходить до блоку відеоканалу, в якому відбувається посилення відеосигналу і замешивание в нього рядкових і кадрових синхронизирующих імпульсів для формування повного відеосигналу. З блоку каналу сигнал по кабелю передається на основне і виносне відеоканальное пристрій (СКУ).

РЕОП - первинний перетворювач, ТК - вторинний перетворювач. Як ТК використовують фотоелектричні прилади (ФЕП) з внутрішнім фотоефектом (відикон, плюмбікон), матричні перетворювачі на базі приладів переносу заряду (ППЗ) (кремнікон), підсилювачі світла (УС) і ін

В даний час найбільшого поширення набули ФЕП з внутрішнім фотоефектом - відикон і його модифікації - плюмбікон (відикон з окисло-свинцевої мішенню (ОСН)).

Відікон (від лат. Video - бачу і грец. Eikon - зображення) передавальна телевізійна камера з фотопровідний мішенню на основі трехсерністой сурми, що має значний темнової струм, гамма-контраст 0,7. Під дією світла від об'єкта передачі на мішені утворюється розподіл зарядів (потенційний рельєф), відповідне зображенню об'єкта. Зчитування заряду з мішені здійснюється електронним пучком, керованим магн. і електростатіч. полями. Володіє малим швидкодією. Остання властивість корисно при отриманні зображень нерухомих органів але неприпустимо при кардіологічних дослідженнях. Застосовується в установках промислового телебачення.

Плюмбікон (від лат. Plumbum - свинець і грец. Eikon - зображення) передавальна телевізійна камера мішень якої представляє собою шар оксиду свинцю, нанесений на прозору плівку діоксиду олова. Використовується головним чином в системах кольорового телебачення. ОСМ - фотопровідник у вигляді напівпровідникового pn

переходу з дуже малим темнових струмом, тому гамма контрасту близька до <1, а інерційність незначна, тому що плюмбікони придатні для візуалізації рухомих органів.

Опис напівпровідникової мішені. З боку сигнальної пластини формується прошарок напівпровідника з провідністю n-типу, далі йде шар чистого окислу свинцю товщиною 12-20 мкм (окіслосвінцовая мішень, ОСМ, що володіє світлочутливістю), потім шар напівпровідника з провідністю p-типу. Основне поглинання світла відбувається в шарі окислу свинцю, що представляє собою упорядковану игольчатую структуру кристалів розміром 0,1  3  0,05 мкм, які розташовані перпендикулярно поверхні планшайби.

Формування потенційного рельєфу відбувається на поверхні шару напівпровідника з провідністю p-типу, зверненого до іншої частини телекамери, призначеної для формування і відхилення комутуючого електронного пучка. Вихідний сигнал знімається з резистора навантаження Rh, включеного в ланцюг сигнальної пластини. Розмір зображення на мішені 9,5  12,7 ММІ при діаметрі колби 26,7 мм. При освітленості мішені 1 лк величина струму сигналу становить близько 0,05 мкА. Роздільна здатність 600 ліній / мм.

Кремнікон відноситься до фотоелектронним приладів з напівпровідниковій світлочутливій мішенню. Відмінність його полягає у способі формування потенційного рельєфу. Мішень кремнікона є дискретної - вона являє собою матрицю фотодіодів, виготовлених методом планарної технології (фотолітографії). Матриця фотодіодів сформована на стороні диска, зверненої до електронного променю. В якості мішені кремнікона використовується легований напівпровідник. Основою мішені є диск з монокристалу кремнію з провідністю n-типу, діаметр диска близько 20 мкм, тольщіна 150 мкм. На одній з поверхонь диска вирощується оксидна плівка SiO товщиною 15-20 мкм. У плівці методом фотолітографії створюється матриця отворів близько 8 мкм, а шляхом дифузії речовини, що має p-провідність, сформована матриця перетвориться в мозаїку дискретних pn-переходів.

Матричні фотоелектричні перетворювачі.

Повним аналогом телевізійної передавальної трубки є матричні фотоелектричні перетворювачі

В кінці 60-х років нашого століття з'явилися твердотільні фотоелектричні прилади (ФЕП) - прилади з перенесенням заряду (ППЗ). Вони знайшли широке застосування в електроніці як пристрої пам'яті, обробки цифрової і аналогової інформації, в якості перетворювачів зображень, зокрема в ендоскопії.

Основою будь-якого перетворювача на базі ППЗ є конденсатор зі структурою метал-окисел-напівпровідник (МОН-конденсатор), який є елементом, здатним зберігати інформаційні пакети зарядів, сформовані під впливом світла або шляхом інжекції через pn-перехід. Ланцюжки з МОП-конденсаторів, пов'язаних особливим чином один з одним, має здатність передавати зарядові пакети під впливом керуючих напруг від одного елемента структури до іншого до виходу, де зарядові пакети перетворюються на потенціал чи струм.

Безпосередніми попередниками перетворювачів на ППЗ-структурах з'явилися матричні фотодіодному перетворювачі з координатної вибіркою сигналів зображення. У таких приладах зчитування сигналів з окремих елементів матриці проводиться за допомогою зсувних регістрів.

Граничні характеристики ФЕП з координатної вибіркою обмежуються великою ємністю висновків сигналів зображення і нерівномірністю чутливості окремих елементів матриці. Задовільні результати вдалося отримати при 1024 елементах на лінійних і при 100  100 елементів матричних ФЕП.

У ФЕП на ППЗ-структурах висновок сигналів зображення здійснюється, як правило, через один вихід. Як і фотодіодному перетворювачі ФЕП на ППЗ-структурах діляться на лінійні та двовимірні (матриці). Лінійні ФЕП містять один ряд світлочутливих елементів, тобто передають один рядок зображення. Для передачі двовимірної картини лінійний ФЕП переміщують щодо переданої сцени (сканують об'єкт). Матричні перетворювачі є повним аналогом передавальної телевізійної трубки.

Активною клітинкою, що здійснює перетворення світлового потоку в електричний заряд є МОП-конденсатор.

На малюнку показана такий осередок, що включає в якості основи підкладку 1 з p-кремнію. Шляхом термічного окислення на її поверхні формується шар оксиду 2, на який наноситься металевий електрод 3. Якщо на електрод подати позитивна напруга V щодо підкладки 1, то під дією електричного поля під електродом 3 буде утворена

зона збіднення для основних носіїв (вказана пунктиром) - в даному випадку для дірок.

У створеному потенційній ямі відбувається накопичення неосновних носіїв заряду (в даному випадку - електронів). Ці заряди можуть утворюватися за рахунок фото-або термоелектронної емісії. Поширення області потенційної ями вздовж кордону розділу напівпровідник-окисел обмежується формуванням областей напівпровідника p-типу зі ступенем легування на кілька порядків вище так званих областей стоп-дифузії 4. В областях стоп-дифузії поверхневий потенціал на межі розділу оксид-кремній близький до нуля. Причому величина заряду, накопиченого за дозоване час, виявляється пропорційною освітленості.

Розглянемо механізм зчитування накопичених зарядів. Розглянута рядок (мал.37) представляє собою трифазну структуру, електроди якої з'єднані між собою через два. Потенціали електродів змінюються з циклічною послідовністю. Зарядовий пакет, який за час накопичення формується під електродом Е, після подачі на сусідній електрод позитивного потенціалу буде переміщатися під електрод Е. Якщо потенціал Е буде зменшений до вихідного значення, то зарядовий пакет повністю переміститься під електрод Е (рис 37). Аналогічно зарядовий пакет може бути зміщений під електрод Е і т.д. Під час перенесення зарядових пакетів вздовж структури освітлення переривається. Елементу зображення відповідає осередок з трьох МОП-конденсаторів.

Швидкодія ППЗ-структур обмежується часом переносу заряду від однієї накопичувальної осередки в іншу, порядку нс. Тому максимальні тактові частоти для ППЗ-структур становлять десятки-сотні МГц.

Лінійні ФЕП можуть бути скомпоновані в матрицю. Найбільшого поширення набули ППЗ-перетворювачі з покадровим перенесенням (ріс.38а). Секції накопичення і зберігання накопиченої інформації розділені. Після завершення періоду накопичення протягом короткого часу (зворотний хід по кадру) заряд переноситься в секцію зберігання; режим накопичення відновлюється, а в цей час відповідно до прийнятих параметрами розкладання відбувається зчитування інформації через регістр зчитування.

У приладах з міжрядковим перенесенням (ріс.38б) стовпця (1), в яких відбувається накопичення, розташовуються паралельно зі стовпцями зберігання зарядових пакетів (2). Зчитування відбувається через регістр зчитування (3), а перенесенням з шпальт накопичення в стовпці зберігання управляє затвор перенесення (4).

Цифрові методи рентгенодіагностики