ROLA I ZNACZENIE CZASU EKSPOZYCJI W RADIOGRAFII KOMPUTEROWEJ

Transkrypt

1 Sławomir Mackiewicz IPPT PAN ROLA I ZNACZENIE CZASU EKSPOZYCJI W RADIOGRAFII KOMPUTEROWEJ 1. Wstęp Radiografia komputerowa (CR) oparta na wykorzystaniu pamięciowych luminoforowych płyt obrazowych znajduje coraz szersze zastosowanie w badaniach nieniszczących. Podstawowe zasady oraz zalety tej formy radiografii cyfrowej były szeroko omawiane na kilku poprzednich KKBR [1-3]. Warto jedynie przypomnieć, że radiografia komputerowa na płytach obrazowych w wielu aspektach przypomina radiografię tradycyjną, w której błona radiograficzna zastąpiona została przez płytę obrazową. Z praktycznego punktu widzenia radiografia CR stanowi najprostszą i najszybszą formę przejścia z tradycyjnej radiografii błonowej na technikę cyfrową. Bardzo istotne jest to, że do wykonywania badań można stosować te same źródła promieniowania oraz techniki radiograficzne co w tradycyjnej radiografii błonowej. Oznacza to w szczególności, że wiedza i doświadczenie praktyczne operatorów RT mogą zostać w dużym stopniu wykorzystane i przeniesione na obszar radiografii komputerowej. Podstawowe zasady badań radiograficznych materiałów metalowych z użyciem luminoforowych płyt obrazowych określa norma EN W dużym zakresie jest ona zgodna z normą EN 444 dotyczącą analogicznych badań z wykorzystaniem tradycyjnych błon. W szczególności dotyczy to takich aspektów jak podział technik radiograficznych na dwie klasy (klasa A: technika podstawowa i klasa B: technika ulepszona), zasad doboru napięcia lampy rentgenowskiej lub źródła promieniowania do rodzaju i grubości badanego materiału a także geometrii ekspozycji (odległość źródło-obiekt, maksymalny obszar pojedynczego naświetlenia). Pomimo licznych podobieństw EN wprowadza szereg nowych uregulowań specyficznych dla radiografii komputerowej. Jednym z nich jest np. konieczność stosowania dwóch rodzajów wskaźników jakości obrazu IQI: wskaźnik pręcikowy zgodny z EN dla potwierdzenia czułości kontrastowej oraz wskaźnik typu podwójny pręcik wg EN dla pomiaru nieostrości. Konieczność stosowania drugiego wskaźnika wynika z ciągle ograniczonej rozdzielczości przestrzennej systemów CR w porównaniu z radiografią błonową. Kontrola tego parametru za pomocą pojedynczego pręcika byłaby niewystarczająca z uwagi na fakt, że w radiografii cyfrowej uwidocznienie pojedynczego pręcika można uzyskać nawet przy słabej rozdzielczości przestrzennej przez odpowiednie podwyższenie czułości kontrastowej. Drugą istotną różnicą w stosunku do radiografii błonowej jest brak parametru gęstości optycznej radiogramów, który w tradycyjnej radiografii stosowany jest do oceny prawidłowości naświetlenia radiogramów oraz do ustalania prawidłowych wartości ekspozycji. Powstaje zatem pytanie w jaki sposób należy obliczać czas ekspozycji w badaniach prowadzonych przy użyciu luminoforowych płyt obrazowych. Biorąc pod uwagę liniowość oraz wysoki zakres dynamiczny płyt obrazowych można byłoby przypuszczać, że czas naświetlania nie ma większego znaczenia i parametr ten można traktować bardzo 1

2 dowolnie. Ewentualne korekcje jaskrawości czy kontrastu uzyskanego obrazu można przecież łatwo przeprowadzić już na ekranie monitora. Niestety powyższe rozumowanie nie uwzględnia podstawowych praw fizyki promieniowania, które powodują, że szeroka tolerancja czasów ekspozycji prowadzi nieuchronnie do szerokiej tolerancji w jakości uzyskiwanego zobrazowania. Chcąc uzyskać zobrazowanie radiograficzne o określonej jakości (np. określonej klasie IPX wg PN-EN ) należy stosować czasy ekspozycji o odpowiednio dobranej wartości podobnie jak ma to miejsce w radiografii błonowej. Podstawowym parametrem, który określa wymagany czas ekspozycji w przypadku radiografii komputerowej jest SNR czyli stosunek sygnału do szumu na uzyskanym obrazie cyfrowym. Rola tego parametru jest analogiczna do roli gęstości optycznej D w tradycyjnej radiografii błonowej. Klasyczną błonę należy naświetlać tak aby na wywołanym radiogramie uzyskać określoną gęstość optyczną, natomiast pamięciową płytę luminoforową należy naświetlać tak aby na odczytanym z niej zobrazowaniu cyfrowym uzyskać określoną wartość SNR. Celem niniejszego artykułu jest wyjaśnienie związków jakie zachodzą między jakością cyfrowego obrazu radiograficznego, wartością parametru SNR oraz czasem ekspozycji. Dla zrozumienia tego związku konieczne jest dokładne zrozumienie definicji i znaczenia parametru SNR oraz czynników od których zależy jego wartość. 2. Definicja i znaczenie parametru SNR Załóżmy, że w badaniu wykonywanym techniką CR naświetlamy pamięciową płytę obrazową równomierną wiązką promieniowania przechodzącą przez jednorodną warstwę materiału bez jakichkolwiek wad lub nieciągłości. Po zeskanowaniu tak naświetlonej płyty w czytniku CR otrzymujemy cyfrowy obraz radiograficzny, który w idealnym przypadku powinien wykazywać jednakowy poziom intensywności (szarości) dla wszystkich pikseli. W rzeczywistości jednak uzyskujemy obraz, na którym stopnie szarości poszczególnych pikseli różnią się nieco między sobą podlegając pewnemu statystycznemu rozrzutowi wokół wartości średniej. Wielkość tego rozrzutu zwanego też szumem zależy od warunków ekspozycji, własności płyty obrazowej oraz parametrów urządzenia skanującego. Dla uwidocznienia charakteru i nasilenia tego zjawiska na rys. 1 pokazano przykładowe rozkłady intensywności pikseli dla typowych obrazów cyfrowych uzyskanych w opisanych wyżej warunkach za pomocą systemów CR. Jak widać z przedstawionych wykresów wielkość rozrzutu intensywności pikseli może być bardzo różna. Jej wartość można scharakteryzować za pomocą odchylenia standardowego σ PSL obliczonego z odpowiednio dużej liczby pikseli. Dla jakości obrazu cyfrowego podstawowe znaczenie ma nie tyle bezwzględna wielkość σ PSL co jej stosunek do wartości sygnału użytecznego czyli np. wielkość SNR zdefiniowana wzorem: SNR I σ = (1) gdzie: I wartość średnia intensywności pikseli dla równomiernie naświetlonej płyty σ PSL odchylenie standardowe intensywności pikseli szum sygnału Ważne jest aby wartość intensywności odczytywana na obrazie komputerowym była wprost proporcjonalna do natężenia sygnału fotostymulowanej luminescencji mierzonej podczas odczytu płyty w czytniku CR. Oznacza to w szczególności, że na zarejestrowanym obrazie cyfrowym nie powinny być wykonywane żadne nieliniowe operacje graficzne takie jak np. stosowana w fotografii cyfrowej korekcja krzywej gamma. PSL 2

3 100,00 Intensywność 80,00 60,00 40,00 20,00 0, SNR = ,00 Intensywność 80,00 60,00 40,00 20,00 0, SNR = ,00 Intensywność 80,00 60,00 40,00 20,00 0, SNR = 130 Rys. 1. Rozkłady intensywności pikseli dla cyfrowych obrazów radiograficznych o różnych wartościach parametru SNR. Czym wyższa jest wartość parametru SNR tym lepsza jest czułość kontrastowa systemu badawczego, czyli możliwość wykrywania małych zmian grubości prześwietlanego materiału. Mniejszy szum obrazu poprawia również wykrywalność i dokładność oceny małych lub wąskich wad. Praktyczne znaczenie tego parametru dla jakości obrazu radiograficznego widać na przykładowych radiogramach cyfrowych pokazanych na rys. 2. 3

4 Rys.2. Cyfrowe radiogramy tego samego odcinka spoiny uzyskane przy wzrastających wartościach parametru SNR i jednakowej rozdzielczości przestrzennej. Poniżej radiogramów pokazano wykresy rozkładu intensywności sygnału wzdłuż jednej z poziomych linii obrazu [6]. Widać na nich jak podwyższenie parametru SNR wpływa na rozróżnialność szczegółów obrazu radiograficznego niezależnie od rozdzielczości przestrzennej, która dla wszystkich 3 obrazów jest jednakowa. Kluczowe znaczenie parametru SNR dla jakości cyfrowego obrazu radiograficznego znalazło odzwierciedlenie w normie EN gdzie parametr ten stanowi podstawowe kryterium podziału na klasy dla systemów radiografii komputerowej CR. 3. Źródła szumu w obrazach CR Biorąc pod uwagę podstawowe znaczenie stosunku sygnał-szum, czyli parametru SNR, dla jakości obrazu radiograficznego warto zadać sobie pytanie jakie czynniki decydują o wartości tego parametru. Szum w radiografii komputerowej oznacza drobne, przypadkowe różnice w amplitudzie sygnału fotostymulowanej luminescencji (PSL) odczytywanej w laserowym czytniku CR z różnych punktów równomiernie naświetlonej płyty obrazowej. Jedną z przyczyn fluktuacji sygnału PSL jest niejednorodność warstwy luminoforowej płyty, powodująca, że jej czułość na promieniowanie jest nieco różna w różnych punktach obrazu. Jednak postęp w technologii produkcji płyt obrazowych doprowadził do sytuacji, w której to źródło szumów zostało zredukowane do wartości znacznie poniżej 1%. Równie małe są szumy elektroniczne związane z detekcją i wzmocnieniem sygnału PSL rejestrowanego przez fotopowielacz. Gdyby źródłem szumów były wyłącznie wspomniane wyżej czynniki aparaturowe stosunek SNR dla uzyskiwanych radiogramów komputerowych wynosiłby ok. 150 czyli odpowiadałby najwyższej klasie IP według EN Co zatem powoduje, że w praktyce otrzymujemy radiogramy cyfrowe o znacznie niższych wartościach SNR? 4

5 Okazuje się, że podstawową przyczyną szumów występujących na obrazach radiograficznych nie są niedoskonałości aparatury lecz statystyka kwantowa promieniowania rejestrowanego przez płytę obrazową. W rozpatrywanym przypadku istota statystyki kwantowej sprowadza się do prostego stwierdzenia, że prawdopodobieństwo zarejestrowania każdego kolejnego fotonu promieniowania jest jednakowe dla wszystkich pikseli obrazu, niezależnie od tego ile fotonów dany piksel już wcześniej zarejestrował (akty rejestracji poszczególnych fotonów są zdarzeniami niezależnymi). Proces rejestracji promieniowania na płycie obrazowej można wyobrazić sobie jako deszcz fotonów padających na płaszczyznę podzieloną na kwadratowe piksele rys. 3. Załóżmy na początek, że natężenie wiązki promieniowania jest takie, że średnio na jeden piksel płyty przypada dwa fotony. Nie oznacza to jednak, że w każdym pikselu faktycznie zostaną zarejestrowane dwa fotony. Komputerowa symulacja tego procesu pokazana na rys. 3. pokazuje, że tylko niektóre z pikseli dostaną po 2 fotony wiele innych dostanie po 1 lub 3 fotony, a niektóre mogą nie zarejestrować żadnego. Rys. 3. Statystyczny rozkład detekcji fotonów na płycie obrazowej przy średniej liczbie 2 fotonów przypadających na jeden piksel obrazu Widać, że w tym przypadku rozkład liczby fotonów na poszczególnych pikselach jest bardzo nierównomierny a stosunek ich wartości średniej do odchylenia standardowego, czyli SNR, wynosi niespełna 2 Aby przeanalizować ten problem w bardziej ogólnym przypadku można skorzystać z faktu, że rozkład statystyczny liczby fotonów zarejestrowanych na pojedynczym pikselu obrazu jest matematycznie opisany za pomocą rozkładu Poissona [7]: p( k) N k exp( N) k! = (2) gdzie: N średnia liczba fotonów przypadająca na 1 piksel obrazu k zmienna losowa rozkładu czyli faktyczna liczba fotonów w 1 pikselu p(k) prawdopodobieństwo zarejestrowania k fotonów w 1 pikselu Wartość średnia oraz odchylenie standardowe dla rozkładu Poissona dane są znanymi wzorami: 5

6 k = N (3) σ = N (4) gdzie: k - wartość średnia liczby fotonów na jednym pikselu σ - odchylenie standardowe liczby fotonów na jednym pikselu Interesujący nas stosunek wartości średniej do odchylenia standardowego wynosi zatem: k N SNR = = = N (5) σ N Parametr SNR jest proporcjonalny do pierwiastka kwadratowego ze średniej liczby fotonów przypadających na jeden piksel obrazu. Ponieważ średnia liczba fotonów na piksel jest proporcjonalna do dawki promieniowania, którą otrzymała płyta podczas ekspozycji oznacza to, że parametr SNR jest proporcjonalny do pierwiastka kwadratowego z dawki promieniowania. Tak więc zwiększając 4-krotnie ekspozycję uzyskujemy 2-krotnie zwiększenie parametru SNR. Z przeprowadzonego powyżej rozumowania wynikają dwa ważne wnioski: a) statystyka kwantowa promieniowania jest podstawowym źródłem szumu występującego na obrazach radiograficznych w zakresie małych i średnich wartości ekspozycji, b) chcąc zmniejszyć wpływ szumu kwantowego na jakość zobrazowania należy zwiększyć dawkę promieniowania czyli np. czas ekspozycji. Korzystając z kwantowego opisu promieniowania łatwo pokazać jeszcze jedną zależność ważną w radiografii komputerowej. Jest ona związana z rozdzielczością przestrzenną systemu czyli z wielkością obszarów płyty obrazowej odpowiadających efektywnym pikselom obrazu. Wielkość ta jest bezpośrednio zależna od technicznych aspektów budowy systemu CR takich jak rodzaj płyty IP czy też wielkość ogniska i skok skanowania wiązki laserowej w czytniku CR. Rozważmy co się stanie z wartością parametru SNR gdy dwukrotnie zwiększymy rozdzielczość przestrzenną systemu przy zachowaniu tej samej wartości ekspozycji. Dwukrotny wzrost rozdzielczości oznacza 2-krotne zmniejszenie wymiarów liniowych i 4-krotne zmniejszenie powierzchni pikseli pokazanych na rys. 3. Przy zachowaniu tej samej ekspozycji oznacza to 4-krotne zmniejszenie średniej liczby fotonów przypadających na jeden piksel. Wykorzystując teraz wzór (5) otrzymujemy: N N SNR 1/ 2 = = 4 2 SNR 2 = (6) gdzie SNR 1/2 oznacza stosunek sygnał szum dla systemu CR o dwukrotnie wyższej rozdzielczości przestrzennej. Widzimy więc, że dwukrotne podwyższenie rozdzielczości nieuchronnie prowadzi do dwukrotnego obniżenia stosunku sygnał szum. Chcąc skompensować ten spadek SNR należałoby aż 4-krotnie zwiększyć wielkość ekspozycji. W praktyce oznacza to, że systemy CR o wysokiej rozdzielczości z zasady wymagać będą znacznie dłuższych czasów ekspozycji niż systemy standardowe. 6

7 Ponieważ wielkość parametru SNR mierzona bezpośrednio na radiogramie cyfrowym jest zależna od wielkości piksela, która może być różna w różnych systemach CR w normie EN wprowadzono tzw. znormalizowaną wielkość SNR odniesioną do standardowej wielkości piksela równej 88,6 µm. Jest ona równa wartości SNR faktycznie zmierzonej na obrazie cyfrowym pomnożonej przez współczynnik korygujący będący stosunkiem standardowej wielkości piksela do podstawowej rozdzielczości przestrzennej SR max ocenianego systemu CR: 88,6 SNR norm = SNR (7) SR Dzięki wprowadzeniu znormalizowanej wielkości SNR systemy radiografii cyfrowej mogą być porównywane z klasycznymi systemami radiografii błonowej określonymi w normie EN Parametr SNR w radiografii błonowej wyznacza się z pomiarów ziarnistości wykonywanych przy użyciu densytometru z aperturą o średnicy 100 µm. Kołowa apertura o średnicy 100 µm odpowiada pod względem pola powierzchni kwadratowemu pikselowi o długości boku 88,6 µm. Jak wynika z przeprowadzonych rozważań zwiększanie ekspozycji prowadzi do zmniejszenia SNR i w konsekwencji do poprawy jakości obrazu. Jednak stwierdzenie to jest słuszne tylko do momentu, w którym szum kwantowy promieniowania ma relatywnie większą wartość niż omówione wcześniej szumy aparaturowe. Problem ten zilustrowano na rys. 4. pokazującym zależność parametru SNR od pierwiastka kwadratowego ekspozycji (dawki promieniowania) dla systemu radiografii cyfrowej GE złożonego z czytnika CRx Tower oraz płyt obrazowych IPS. W początkowej części wykresu (dla wartości SNR mniejszych niż 90) zależność ta jest w przybliżeniu linią prostą co potwierdza, że głównym źródłem szumu w tym zakresie jest szum kwantowy. W dalszej części wykresu zależność liniowa ulega stopniowemu nasyceniu tak, że zwiększanie ekspozycji w coraz mniejszym stopniu wpływa na wzrost parametru SNR. Fizycznie oznacza to rosnący udział szumów aparaturowych, które są proporcjonalne do dawki promieniowania i dla których zwiększanie ekspozycji nie prowadzi do wzrostu SNR. Gdyby wykres na rys. 4 przedłużono na większy zakres dawek pokazana zależność przeszłaby w linię poziomą. Rys. 4 dobrze ilustruje jeszcze jedną cechę radiografii komputerowej różniącą ją od tradycyjnej radiografii błonowej. Jak z niego wynika, ta sama płyta obrazowa może być naświetlana bardzo różnymi dawkami promieniowania, skutkującymi różnymi wartościami SNR i w konsekwencji różnymi klasami IP systemu radiografii komputerowej. Oznacza to, że na tej samej płycie i za pomocą tego samego czytnika CR można uzyskiwać obrazy w różnych klasach IP. Jedyne co należy zmienić to dawkę promieniowania czyli np. czas ekspozycji płyty. Przypomnijmy, że w radiografii błonowej poszczególnym klasom systemu błony od C1 do C6 z zasady odpowiadają różne typy błon. max 7

8 Rys. 4. Zależność parametru SNR norm od pierwiastka kwadratowego dawki promieniowania dla systemu radiografii cyfrowej GE CRx Tower / IPS [6] W tym miejscu warto zauważyć, że często reklamowana szeroka tolerancja radiografii komputerowej na czasy naświetleń nie ma charakteru bezwzględnego. Po pierwsze zastosowana dawka promieniowania musi znajdować się w zakresie dynamiki systemu CR, aby było możliwe uzyskanie jakiegokolwiek obrazu. Np. w przypadku systemu, którego charakterystykę pokazano na rys 4. dawka ta musi być w zakresie od 0,1 do 5 mgy. W ramach tego zakresu niedostatecznie naświetlone płyty obrazowe będą, co prawda, mogły być odczytywane ale uzyskiwane z nich obrazy będą miały niższą niż wymagana klasę jakości IP. Z kolei płyty nadmiernie naświetlone będą dawały odpowiednią klasę jakości obrazu ale kosztem nieuzasadnionego ekonomicznie przedłużenia czasu badań. W praktyce, umiejętność obliczania optymalnych czasów ekspozycji w radiografii komputerowej CR jest równie ważna jak w tradycyjnej radiografii błonowej. 4. Przykład obliczania czasu ekspozycji Załóżmy że w pewnym laboratorium NDT zajmującym się badaniami złączy spawanych postanowiono zastąpić tradycyjną radiografię błonową radiografią komputerową CR. W szczególności postanowiono zastosować system CR do badań złączy obwodowych rurociągu o średnicy DN 700 i grubości ścianki 16 mm, które dotychczas badano techniką centryczną stosując źródło Se-75 oraz błony typu Agfa D5. Aby zachować obowiązujące wymagania jakościowe nowo wprowadzana technika musi odpowiadać klasie B wg EN Będąc w zgodzie z tymi wymaganiami nadal można stosować źródło Se-75 oraz technikę centryczną. Z uwagi na charakter wad występujących w spoinach (np. przyklejenia, pęknięcia) do badań należy zastosować system CR o możliwie wysokiej rozdzielczości przestrzennej. 8

9 Zgodnie z wymaganiami EN Tabela 4 dla założonych powyżej warunków badania maksymalna dopuszczalna wielkość piksela wynosi 110 µm. Warunek ten spełnia np. system firmy GE złożony ze skanera CR 50P i płyt obrazowych typu IPS. Zaletą skanera CR 50P w rozważanym zastosowaniu jest możliwość stosowania płyt IP w elastycznych okładkach umożliwiających ich dopasowanie do krzywizny rurociągu. Podstawą do obliczeń czasu ekspozycji (dawki promieniowania) dla określonego systemu CR jest jego krzywa charakterystyczna obrazująca zależność unormowanej wartości SNR od kwadratu dawki promieniowania. Przykład takiej krzywej dla systemu CRx Tower/IPS pokazano na rys. 4. Z uwagi na brak analogicznej krzywej dla systemu CR 50P/IPS krzywa ta zostanie wykorzystana zastępczo do przeprowadzenia przykładowych obliczeń. Z uwagi na ten sam typ płyt IP oraz rozdzielczość skanera ewentualne błędy obliczeń będą niewielkie. Zgodnie z EN minimalna klasa systemu IP, który musi być zastosowany w omawianych badaniach spoin wynosi 4. Klasa IP4 wymaga (patrz EN Tab. 1.) aby znormalizowany stosunek sygnał-szum dla radiogramu cyfrowego wynosił co najmniej SNR=65. Korzystając z krzywej charakterystycznej pokazanej na rys. 4 odczytujemy, że taki SNR uzyskamy przy ekspozycji płyty IPS dawką promieniowania wynoszącą ok. 0,5 mgy. Jest to dawka 10-krotnie niższa niż wymagana do naświetlenia błony D5 do gęstości optycznej D=2,5. Chcąc obliczyć czas ekspozycji dla nowej techniki CR należy więc najpierw obliczyć wymagany czas ekspozycji dla błony D5 i uzyskany wynik podzielić przez 10. Należy podkreślić, że jest to minimalny czas ekspozycji wymagany dla osiągnięcia klasy IP4 odpowiadającej w radiografii błonowej klasie C4. Biorąc jednak pod uwagę, że rozdzielczość przestrzenna radiogramów cyfrowych jest niższa niż radiogramów na błonach subiektywnie odczuwalna jakość radiogramów może ulec obniżeniu. Efekt ten można częściowo skompensować stosując dłuższe czasy ekspozycji, odpowiadające wyższym niż wymagana klasom IP. Gdyby w naszym przykładzie założyć w obliczeniach zamiast klasy IP4 klasę IP1 czas ekspozycji byłby już tylko niespełna 2 razy krótszy niż dla błony D5 ale jakość obrazu uległaby wyraźnej poprawie. Prawidłowość ekspozycji płyty obrazowej możemy ocenić na gotowym radiogramie cyfrowym wyznaczając, przy użyciu odpowiedniego narzędzia programowego, znormalizowany stosunek SNR. W naszym przykładzie powinien on być większy lub równy 65. W praktyce radiogramy produkcyjne nie zawsze umożliwiają wiarygodne wyznaczenie parametru SNR z uwagi na brak równomiernie naświetlonych fragmentów obrazu. Wynika to z faktu, że prześwietlane obiekty nie zawsze są idealnie jednorodne pod względem grubości i jednorodności prześwietlanego materiału np. z uwagi na nierówności powierzchni, obecność drobnych wad itp. Z tego powodu norma EN dopuszcza alternatywne kryterium oceny SNR na podstawie odczytu minimalnej intensywności (stopnia szarości) obrazu cyfrowego I IPX. Wartość intensywności jest indywidualną cechą konkretnego systemu CR i wymaga odpowiedniego powiązania z wartością parametru SNR. Producent systemu powinien określić wartości intensywności I IPX odpowiadające minimalnym wartościom SNR wymaganym dla poszczególnych klas IP. W takim przypadku użytkownik musi jedynie wyznaczyć minimalną wartość intensywności swojego radiogramu cyfrowego i sprawdzić czy jest ona większa niż podana przez producenta wartość I IPX. 9

10 5. Podsumowanie W radiografii komputerowej błona radiograficzna została zastąpiona luminoforową płytą obrazową, na której rejestrowany jest obraz utajony. Detektory tego typu charakteryzują się znacznie większym zakresem dynamicznym niż tradycyjne błony radiograficzne. Oznacza to, że mogą one skutecznie rejestrować dawki promieniowania o znacznie szerszym zakresie wartości. Pomimo tego dawka promieniowana, którą należy naświetlać płytę obrazową podczas badań nie jest w ramach tego zakresu całkowicie dowolna. Statystyka kwantowa promieniowania powoduje, że stosunek sygnał-szum - SNR uzyskiwanego obrazu radiograficznego jest bezpośrednio zależny od wartości ekspozycji. Chcąc uzyskać radiogram cyfrowy o odpowiednio dużym stosunku sygnału do szumu (czyli w odpowiednio wysokiej klasie systemu IP wg EN ) należy zapewnić dawkę promieniowania nie mniejszą niż wartość wynikającą z krzywej charakterystycznej stosowanego systemu. Dłuższe napromieniowanie płyty IP prowadzić będzie do zwiększenia SNR i poprawy jakości obrazu jednak może być nieuzasadnione z ekonomicznego punktu widzenia. W rezultacie dobór optymalnych parametrów ekspozycji w radiografii komputerowej na płytach obrazowych jest równie ważny jak w tradycyjnej radiografii błonowej. Literatura 1. P. Descheper, Zastosowania radiografii komputerowej w badaniach nieniszczących, Krajowa Konferencja Badań radiograficznych Popów J. Kielczyk, Przemysłowa radiografia komputerowa (CR) z użyciem płyt obrazowych według norm europejskich, Krajowa Konferencja Badań radiograficznych Popów B. Jóźwiak, T. Morawski, Aktualne możliwości zastosowania przemysłowej radiografii komputerowej., czasopismo Badania Nieniszczące nr 3/ PN-EN Badania nieniszczące Radiografia przemysłowa z użyciem pamięciowych luminoforowych płyt obrazowych Część 1: Klasyfikacja systemów 5. PN-EN Badania nieniszczące Radiografia przemysłowa z użyciem pamięciowych luminoforowych płyt obrazowych Część 2: Ogólne zasady radiograficznych badań materiałów metalowych za pomocą promieniowania X i gamma 6. J. Opdecamp, Computed Radiography. Products and Applications., International Workshop Imaging NDT, Chennai, April Radiography in Modern Industry. Third Edition., Eastman Kodak Company. Rochester, New York U. Ewert, U Zscherpel, K Bavendiek, Strategies for Film Replacement in Radiography, IV Conferencia Panamericana de END, Buenos Aires, Oct