Experimental and theoretical study of the photoreceptor effect in indirect conversion digital detectors Nektarios I. Kalyvas 1, Ioannis Valais 1, Christos M. Michail 1, George P. Fountos 1, Panagiotis Liaparinos 1, Stratos David 1, Ioannis Kandarakis 1. 1 Department of Biomedical Engineering, Technological Educational Institute of Athens. Corresponding Author: Nektarios Kalyvas, nkalyvas@teiath.gr Keywords: Indirect Detectors, Photon Transfer Curve, photoreceptors, clinical conditions The measurement of digital detector performance is usually performed through calculating quality metrics such as the modulation transfer function (MTF) the noise power spectrum (NPS) and the detective quantum efficiency (DQE). Other important parameters that should be considered are the photon transfer curve (PTC) which categorizes the noise variance and the response of the detectors electronics which is useful in real time and high rate clinical applications. The scope of this work was to examine the noise properties of three different prototype indirect detectors, under clinical conditions. The detectors studied were: a Gd2O2S:Tb/CMOS for mammography and radiography applications, a 33.3mg/cm2 Gd2O2S:Eu/CMOS for mammography applications and a 65.1mg/cm2 Gd2O2S:Eu/CMOS for radiography applications. In addition the inherent MTF of the CMOS photoreceptor was evaluated by the PSF method. An electronic circuit was designed to study photoreceptor response. Finally the coefficient of variation (CV) of the signal in terms of electrons was theoretically estimated and compared to the experimental pixel values. It was found that under clinical exposure conditions (7.3 μgy to 335 μgy to detector surface) the PTC curves did not reach the saturation region. The dynamic range of the detectors, were below 72dB suggested by the CMOS manufacturer, for clinical X-ray conditions. The theoretical values of (CV) where lower than the experimental ones. The measured difference can be attributed (i) to the CMOS electronic and image manipulation procedures and (ii) to the combined effect of screen structure mottle and fixed pattern noise. Finally the calculated MTF curves showed that optical photon wavelength affects the inherent MTF of the semiconductor. Acknowledgement This research has been co-funded by the European Union (European Social Fund) and Greek national resources (1476) under the framework of the ARISTEIA project MISCIRLU code 1476 of the Education & Lifelong Learning Operational Programme.
ΣΥΝΟΨΗ (Διαβάζεται σε συνδυασμό με την αναρτημένη παρουσίαση) Οι ψηφιακοί ανιχνευτές ιατρικής εικόνας χωρίζονται σε δύο κατηγορίες. Στους ανιχνευτές άμεσης ανίχνευσης, όπου η ακτινοβολία-χ αλληλεπιδρά απευθείας με ένα ημιαγωγό τύπου πυριτίου και παράγονται ηλεκτρικά φορτία που χρησιμοποιούνται απευθείας για τη δημιουργία εικόνας. Στους ανιχνευτές έμμεσης ανίχνευσης όπου ένα φθορίζον υλικό είναι σε σύζευξη με κατάλληλο φωτοανιχνευτή. Σε αυτή τη περίπτωση το φθορίζον υλικό συνεισφέρει στην αυξημένη απορρόφηση ακτινοβολίας-χ και παράγει πλήθος οπτικών φωτονίων. Ο φωτοανιχνευτής που είναι ευαίσθητος στο οπτικό μήκος κύματος μετατρέπει τα οπτικά φωτόνια σε ηλεκτρικό σήμα και κατόπιν δημιουργεί την εικόνα βασιζόμενος στις ηλεκτρονικές διατάξεις και το λογισμικό του. Η παραπάνω διαδικασία έχει μεγάλη σημασία στην τελική ποιότητα εικόνας και ειδικά σε πρότυπους εμπορικούς ανιχνευτές όπου η ανίχνευση και παρουσίαση της εικόνας (detection and image presentation) προσφέρεται ως «πακέτο». Η αξιολόγηση ενός ανιχνευτή γίνεται με βάση την τελική διακριτική ικανότητα (δυνατότητα διάκρισης λεπτομερειών μεγάλης αντίθεσης), τον θόρυβο (δίνει το ελάχιστο όριο απεικονιζόμενων λεπτομερειών μικρής αντίθεσης), σήμα εξόδου (δείχνει την ευαισθησία του ανιχνευτή αναφορικά με τις προσπίπτουσες ακτίνες-χ) και χρονική απόκριση (μεγάλη σημασία σε απεικόνιση πραγματικού χρόνου ή στην περίπτωση μικρών χρόνων παλμικής ακτινοβόλησης). Οι παράμετροι που χρησιμοποιούνται για την εκτίμηση των ανωτέρω είναι η συνάρτηση μεταφοράς διαμόρφωσης (MTF) που δείχνει την απόκριση του σήματος στις χωρικές συχνότητες, το φάσμα ισχύος θορύβου που δείχνει την κατανομή του θορύβου στις χωρικές συχνότητες, ο συντελεστής διακύμανσης, που είναι μια έκφραση του σχετικού θορύβου, η γραφική παράσταση της διακύμανσης σε σχέση με τη μέση τιμή του σήματος, το δυναμικό εύρος και τέλος η μέτρηση του χρόνου απόκρισης. Στη παρούσα εργασία αξιολογήθηκαν τα ανωτέρω για ένα ανιχνευτή τύπου CMOS. Στη εργασία που παρουσιάστηκε έγινε αξιολόγηση του ανιχνευτή CMOS Remote RadEye HR [1,2]. Ο ανιχνευτής CMOS αποτελείται από 1200x1600 pixels με μέγεθος 22.5 m και παράγοντα πλήρωσης 0.8. Μέτρηση MTF Στη συγκεκριμένη εργασία μετρήθηκε η συνάρτηση μεταφοράς διαμόρφωσης (MTF) μέσω της συνάρτησης διασποράς σημείου (point spread function-psf) [6,7]. Σαν «σημείο» χρησιμοποιήθηκε κατευθυντήρας τύπου λεπτής οπής (pin hole) (Amptek s EXVC Collimator Kit), με πάχος 1 mm και διάμετρο οπής 50 m [8]. Σαν πηγές φωτός χρησιμοποιήθηκαν τρία LED (κόκκινο, πράσινο και μπλε).
Ακτινοβόληση RadEye CMOS Εικόνες του ψηφιακού φωτοανιχνευτή RadEye CMOS με (α) μια εμπορικά κατασκευασμένη ενισχυτική πινακίδα Gd 2 O 2 S:Tb επιφανειακής πυκνότητας 33.91 mg/cm 2 (διαθέσιμη μαζί με τον ανιχνευτή) ακτινοβολημένη σε συνθήκες Mo/Mo 28 kv και 70 kv (RQA-5) και με δύο πρότυπες ενισχυτικές πινακίδες Gd 2 O 2 S:Eu επιφανειακών πυκνοτήτων 33.3 mg/cm 2 (ακτινοβολημένη σε συνθήκες W/Rh 28 kv) και 63.1 mg/cm 2 ακτινοβολημένη σε συνθήκες 70kV (RQA-5) χρησιμοποιηθήκαν για να μετρηθούν τα CV και για να υπολογιστούν οι καμπύλες διακύμανσης μέσου όρου. Χρησιμοποιήθηκαν δεδομένα ακτινοβολήσεων σε κλινικές συνθήκες, 4 mas 252 mas. Λαμβάνοντας υπόψη τις ψηφιακές εικόνες έγινε γραφική παράσταση της διακύμανσης προς τη μέση. τιμής εικονοστοιχείου και υπολογίσθηκε το δυναμικό εύρος (DR) του ανιχνευτή [13-15] Θεωρητικό μοντέλο Επιπλέον χρησιμοποιήθηκε η θεωρία των αλληλοδιαδοχικών διαδικασιών (LCS) [16-25], για να υπολογίσει το θεωρητικό συντελεστή διακύμανσης CV, του RadEye CMOS. Κατά την μελέτη που έγινε δεν λάβαμε υπόψη την μετατροπή ηλεκτρονίων σε ADU (analogue to digital units) μετά τη δειγματοληψία, ούτε τη κάνοντας γραμμικοποίηση (linearization), διόρθωση ανομοιογενειών (inhomogeneity corrections) διόρθωση κορεσμού (bit clipping). Επομένως οι διαφορές που θα υπάρχουν ανάμεσα στις θεωρητικές και πειραματικές τιμές του CV μπορούν να χρεωθούν στην επίδραση του φωτοανιχνευτή και του λογισμικού του. Χρονική απόκριση Κρίθηκε σκόπιμο να κατασκευαστεί ένα ηλεκτρονικό κύκλωμα (διάταξη μέτρησης) [26] και μια κατασκευή μέσα στην οποία θα μπορούν να γίνουν μετρήσεις τις χρονικής απόκρισης του φωτοανιχνευτή και της χρονικής απόκρισης του συστήματος φωτοανιχνευτή και φθορίζοντος υλικού.
ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ Μέτρηση MTF Βρέθηκε ότι οι τιμές MTF του CMOS, μετά από έκθεση με κόκκινη πηγή φωτός, είναι μεγαλύτερες σε σχέση με την πράσινη πηγή και την μπλε πηγή. Ακτινοβόληση RadEye CMOS Για τις μαστογραφικές ενέργειες βρέθηκε ότι το δυναμικό εύρος έχει τιμή 42dB Gd 2 O 2 S:Tb/CMOS και 41dB Gd 2 O 2 S:Eu/CMOS. Οι τιμές αυτές είναι πολύ μικρότερες του 72dB που δίνει θεωρητικά ο κατασκευαστής. Παρατηρείτε λοιπόν ότι σε κλινικές συνθήκες ο ανιχνευτής λειτουργεί σε περιορισμένο εύρος. Εδώ πρέπει να αναφερθεί ότι στη δέσμη ακτίνων-χ υπήρχαν 4 cm PMMA για προσομοίωση της απορρόφησης ενός μαστού. Για την ενέργεια των 70 kv με απορροφητή 20 mmal, βρέθηκε ότι το δυναμικό εύρος για το Gd 2 O 2 S:Tb/CMOS με επιφανειακή πυκνότητα σπινθηριστή 33.91 mg/cm 2 ήταν ίσο με 30.5dB. Για το συνδυασμό Gd 2 O 2 S:Eu/CMOS με επιφανειακή πυκνότητα σπινθηριστή 65.1 mg/cm 2 το δυναμικό εύρος υπολογίσθηκε 38.5dB Από τις καμπύλες διακύμανσης μέσης τιμής του ανιχνευτή Gd 2 O 2 S:Eu/CMOS βρέθηκε ότι (ι) για συνθήκες μαστογραφίες και εύρος air KERMA 200 μgy-300 μgy η κλίση είναι περίπου 1. Αυτό σημαίνει ότι o ανιχνευτής βρίσκεται στο όριο του FPN (fixed pattern noise). (ιι) Για τη περίπτωση της ακτινοβόλησης με τις ακτινογραφικές συνθήκες παρατηρούμε ότι για δόσεις 8 μgy-15 μgy ο ανιχνευτής παρουσιάζει κλίση 0.76. Η συγκεκριμένη τιμή είναι ανάμεσα στον shot noise (στατιστικό θόρυβο ακτίνων-χ) και στο (FPN). Ενώ για δόσεις 16 μgy-46 μgy η τιμή της κλίσης είναι μεγαλύτερη της μονάδας. Η αυξημένες τιμές της κλίσης ίσως οφείλονται εν μέρει στον κατασκευαστικό θόρυβο της οθόνης Gd 2 O 2 S:Eu με τη μέθοδο της καθίζησης, αλλά επηρεάζεται και από τις ηλεκτρονικές διατάξεις του φωτοανιχνευτή καθώς και από την επεξεργασία που κάνει στην εικόνα πριν την παρουσίαση και αποθήκευση. Θεωρητικό μοντέλο Βρέθηκε ότι υπάρχει μια συστηματική διαφορά 2.4-2.9 μονάδες για τη περίπτωση Gd 2 O 2 S:Tb/CMOS και 2.5-3.1 μονάδες για το Gd 2 O 2 S:Eu/CMOS ανάμεσα στις θεωρητικά υπολογιζόμενες και στις πειραματικά μετρούμενες τιμές του συντελεστή διακύμανσης. θεωρούμε ότι οι διαφορά θεωρητικών και πειραματικών τιμών οφείλεται στους παράγοντες του φωτοανιχνευτή που δεν έχουμε λάβει υπόψη.
ΑΝΑΦΟΡΕΣ 1) C. M. Michail, V. A. Spyropoulou, G. P. Fountos, N. E. Kalyvas, I. G. Valais, I. S. Kandarakis and G. S. Panayiotakis,. ΙΕΕΕ Trans. Nucl. Sci. 58(1), 314 (2011). 2) I.E.Seferis, C. M. Michail, I G. Valais, G. P. Fountos, N. I. Kalyvas, F. Stromatia, G. Oikonomou, I S. Kandarakis, G. S. Panayiotakis, Nucl. Instrum. Meth. Phys. Res. A. 729, 307 (2013). 3) Ι.Seferis, C. Michail, I. Valais, J. Zeler, P. Liaparinos, G. Fountos, N. Kalyvas, S. David, F. Stromatia, E. Zych, I. Kandarakis and G. Panayiotakis, J. Lumin. 151, 229 (2014). 4) C. Michail, I. Valais, I. Seferis, N. Kalyvas, S. David, G. Fountos and I. Kandarakis, Radiat. Meas. 70; 59 (2014). 5) C. M. Michail, G. P. Fountos, P. F. Liaparinos, N. E. Kalyvas, I. Valais and I. S. Kandarakis, G. S. Panayiotakis, Med. Phys. 37( 7); 3694 (2010). 6) G. P. Fountos, C. M. Michail, A. Zanglis, A. Samartzis, N. Martini, V. Koukou, I. Kalatzis and I. Kandarakis, Med. Phys. 39(3);1561 (2012). 7) G. E. Karpetas, C. M. Michail, G. P. Fountos, I. S. Kandarakis and G. S. Panayiotakis, Nucl. Med. Commun. 35(9), 967 (2014). 8) Amptek, EXVC X-Ray Collimator Kit, Bedford, MA [Online]. Available: http://www.amptek.com/products/exvc-x-ray-collimator-kit/ 9) H. Fujita, D. Tsia, T. Itoh, K. Doi, J. Morishita, K. Ueda, and A. Ohtsuka, IEEE Trans. Med. Imaging. 11, 34 (1992). 10) Z. Chen, and R. Ning, Phys. Med. Biol. 49; 1865 (2004)., J. Zhou and J. Qi, Phys. Med. Biol. 54; 5193 (2009). 11) J. M. Boone, Med. Phys. 28; 356 (2001). 12) AN10: QE Measurements of the RadEye1 Image Sensor Document Library, Rad-icon Imaging Corporation a division of Dalsa, Sunnyvale, CA, 2006 [Online]. Available: http://www.radicon.com/pdf/ Radicon_AN10.pdf 13) Janesic J.R. (2007) Photon Transfer: DN->λ, SPIE press, Bellingham, Washington 14) Bohndiek, S.E. (2008) Active Pixel Sensors for breast biopsy analysis using X-ray Diffraction, Ph.D. thesis, University College London. 15) Konstantinidis A.C. (2011) Evaluation of digital X-ray Detectors for Medical ImagingApplications, Ph.D. thesis, University College London 16) M. Rabbani, R. Shaw and R. Van Meter Detective quantum efficiency of imaging systems with amplifying and scattering mechanisms. J. Opt. Soc. Am. A, 4, 895-901, (1987). 17) I. A. Cunningham and R. Shaw Signal-to-noise optimization of medical imaging systems J. Opt. Soc. Am. A, 16, 621-632 (1999). 18) R. Van Meter, M. Rabbani An application of multivariate moment-generating functions to the analysis of signal and noise propagation in radiographic screen-film systems Med. Phys. 17, 65-71 (1990) 19) R.M. Nishikawa, M.J. Yaffe Model of the spatial-frequency-depended detective quantum efficiency of phosphor screens Med. Phys. 17, 894-904 (1990). 20) P. Liaparinos, N. Kalyvas, I. Kandarakis, D. Cavouras Analysis of the imaging performance in indirect digital detectors by linear systems theory and signal detection models, Nucl. Instrum. and Meth. A 697, 87-98 (2013) 21) H.K. Kim, S.M. Jun, J.S. Ko, G. Cho and T. Graeve Cascade Modeling of Pixelated Detectors for X-ray Imaging ΙΕΕΕ Trans. Nucl. Sci. 55, 1357-1366, (2008) 22) M.Estribeau and P. Magnan, Fast MTF measurements of CMOS imagers using ISO 12233 slanted methodology, Proc. SPIE 5251, 243-2525 (2004) 23) M. Hoheisel, J. Giersch, and P. Bernhardt, Intrinsic spatial resolution of semiconductor X-ray detectors: A simulation study, Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. A, 531, 75-81 (2004) 24) Y. El-Mohri, L. E. Antonuk, Q. Zhao, Y. Wang, Y. L., Hong Du and A. Sawant Performance of a high fill factor, indirect detection prototype flat-panel imager for mammography Med. Phys. 34, 315-327 (2007). 25) J.H. Siewerdsen, L.E. Antonuk, Y. El-Mohri, J. Yorkston, W. Huang, I.A. Cunningham, Signal, noise power spectrum and detective quantum efficiency of indirect-detection flat panel imagers for diagnostic radiology Med. Phys. 25, 614-628 (1998). 26) Driving LED in a Nanosecond Regime by a Fast Operational Amplifier Joachim Rose, Stella Bradbury, Isabel Bond, Paul Ogden, Andrew Price, Richard Oliver and Yerbol Khassen Department of Physics and Astronomy, Faculty of Mathematics and Physical Sciences, University of Leeds, LS2 9JT, 31 July 2009.