CÔNG NGHỆ CHUẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI : HÌNH ẢNH XQUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP

TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI
VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THƠNG
---------------------------

MƠN: CƠNG NGHỆ CHUẨN ĐỐN HÌNH ẢNH I
ĐỀ TÀI : HÌNH ẢNH X-QUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP

Giáo viên hướng dẫn
Sinh viên thực hiện
MSSV
Lớp

:
:
:
:

Hà Nội, 2017

TS.Nguyễn Thái Hà
Vũ Văn Xuân
20122835
ĐTTT 01 – K57


MỤC LỤC


HÌNH ẢNH X-QUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP

1.1.

Nguyên tắc chung chụp X-quang

Hình ảnh X-quang là một kỹ thuật truyền dẫn cơ bản mà trong đó X-quang từ
một nguồn đi qua bệnh nhân và được phát hiện bởi phim hoặc một buồng ion hóa ở phía
đối diện của cơ thể, như thể hiện trong hình 1.1. Độ tương phản trong hình ảnh giữa các
mô khác nhau phát sinh từ sự suy giảm khác biệt của X-quang trong cơ thể. Ví dụ, Xquang suy giảm đặc biệt hiệu quả trong xương, nhưng kém hơn trong các mô mềm.
Trong mặt phẳng chụp X quang, chất lượng hình ảnh là một phóng chiếu hai chiều đơn
giản của các mô nằm giữa nguồn X-quang và phim. Mặt phẳng chụp X quang được sử
dụng cho một số mục đích khác nhau: pyelography tĩnh mạch (IVP) để phát hiện các
bệnh của hệ tiết niệu bao gồm sỏi thận; chụp X quang bụng để nghiên cứu gan, bàng
quang, bụng và xương chậu; chụp X quang ngực cho các bệnh về phổi và xương sườn
bị gãy; hoặc chiếu tia X-quang (trong đó hình ảnh bị thu hồi liên tục trong một khoảng
thời gian vài phút) đối với một số bệnh tiết niệu và tiêu hóa khác nhau.
Mặt phẳng chụp X quang của các lớp chồng lên nhau của các mô mềm hay các cấu
trúc xương phức tạp thường có thể khó khăn để giải thích, ngay cả đối với một bác sĩ X
quang có tay nghề cao. Trong những trường hợp này, X-quang chụp cắt lớp vi tính (CT)
được sử dụng. Các nguyên tắc cơ bản của CT được thể hiện trong hình 1.2. Nguồn tia X
được chuẩn trực chặt chẽ để theo dõi một "lát cắt" mỏng thông qua các bệnh nhân. Các
nguồn và thiết bị dò cùng xoay xung quanh bệnh nhân, đưa ra một loạt các dự đốn một
chiều ở một số góc độ khác nhau. Những dữ liệu này được xây dựng lại để đưa ra một
hình ảnh hai chiều, như hiển thị bên phải của hình 1.2. hình ảnh CT có độ phân giải
khơng gian rất cao (~1 mm) và cung cấp độ tương phản hợp lý giữa các mơ mềm. Ngồi
ảnh giải phẫu, CT làphương pháp tạo ảnh có thể tạo ra những hình ảnh angiographic
phân giải cao nhất, có nghĩa là, hình ảnh hiển thị lưu lượng máu trong các mạch. Sự
phát triển gần đây trong xoắn ốc và multislice CT đã kích hoạt việc mua lại đầy đủ hình
ảnh ba chiều trong một bệnh nhân giữ được hơi thở.


Hình 1.1. (Trái) Các thiết lập cơ bản cho hình ảnh X-quang. Các ống chuẩn trực hạn

chế các tia X-quang để chiếu xạ chỉ là vùng quan tâm. Lưới điện antiscatter làm tăng
độ tương phản mô bằng cách giảm số lượng phát hiện tia X đã được phân tán bởi các
mơ. (Phải) Một điển hình phẳng X quang ngực, trong đó khu vực có độ suy giảm cao
xương xuất hiện màu trắng
Những bất lợi lớn của cả X-quang và chụp CT là một thực tế rằng kỹ thuật này sử
dụng bức xạ ion hóa. Bởi vì bức xạ ion hóa có thể gây tổn thương mơ, có một giới hạn
về tổng liều bức xạ mỗi năm mà bệnh nhân có thể phải chịu. Liều bức xạ là mối quan
tâm đặc biệt trong X quang nhi khoa và sản khoa.

1.2.

Sản xuất X-quang

Nguồn tia X là thành phần hệ thống quan trọng nhất trong việc xác định chất lượng
hình ảnh tổng thể. Mặc dù thiết kế cơ bản đã thay đổi rất ít kể từ giữa những năm 1900,
nhưng đã có những tiến bộ đáng kể trong hai thập kỷ qua trong việc thiết kế các nguồn
X-quang hiệu quả hơn, đó là khả năng cung cấp các mức sản lượng cao hơn cần thiết
cho các kỹ thuật như CT và tia chiếu X quang

Hình 1.2. (Trái) Các nguyên tắc của chụp cắt lớp vi tính với một nguồn tia X
và các đơn vị phát hiện quay đồng bộ xung quanh bệnh nhân. Dữ liệu cơ bản
được thu lại liên tục trong vòng quay. (Phải) Một ví dụ về hình ảnh CT đơn lát
cắt của não.
1.2.1. Nguồn X-quang
Các thành phần cơ bản của nguồn X-quang, cũng được gọi là ống X-quang, sử
dụng cho chẩn đốn lâm sàng được thể hiện trong hình 1.3. Việc sản xuất X-quang liên
quan đến việc tăng một chùm electron đập vào bề mặt của một mục tiêu kim loại. Các
ống tia X quang có hai điện cực, cathode mang điện tích âm, có tác dụng như là nguồn
điện tử, và một anode mang điện tích dương, trong đó có các mục tiêu kim loại. Một sự
khác biệt tiềm tàng giữa 15 và 150 kV được áp dụng giữa cathode và anode; các giá trị

chính xác phụ thuộc vào các ứng dụng cụ thể. sự khác biệt tiềm năng này là trong các
hình thức của một điện áp xoay chiều sửa chữa, được đặc trưng bởi giá trị tối đa của nó,
là kilơvơn cao điểm (KVP). Giá trị tối đa của điện áp cũng được gọi là tăng điện áp. Các


cathode gồm một sợi dây vonfram (~200 mm đường kính) cuộn để tạo thành một vịng
xốy ~2 mm đường kính nhỏ hơn 1 cm chiều cao.
Một dòng điện từ một nguồn điện đi qua cực âm, làm cho nó nóng lên. Khi nhiệt độ
cathode đạt ~2200◦C năng lượng nhiệt hấp thụ bởi các nguyên tử vonfram cho phép một
số lượng nhỏ của các điện tử di chuyển ra khỏi các bề mặt kim loại, một quá trình gọi là
phát thải thermionic. Một cân bằng động được thiết lập lên, với các điện tử có đủ năng
lượng để thốt ra khỏi bề mặt catot, nhưng cũng bị thu hút trở lại bề mặt kim loại.
Hiệu điện thế tác động đủ lớn vào catot làm cho những electron tự do được tạo ra
trên bề mặt catot được tăng tốc về phía anot. Sự phân bố không gian của các electron
đạp vào anot tương quan trực tiếp với hình dang của các chùm tia X đi vào bệnh nhân.
Kể từ khi độ phân giải khơng gian của hình ảnh được xác định bởi kích thước tiêu
điểm hiệu dụng, thể hiện trong hình 1.4, catot được thiết kế để tạo ra các chùm điện tử
đồng nhất, khơng bị rị. Để làm được điều này, một vịng hội tụ được tích điện âm được
đặt xung quanh catot để giảm sự phân kỳ của chùm tia điện tử. Nếu đặt điện tích âm
càng lớn vào vịng hội tụ, chùm tia điện tử đi ra càng hẹp. Nếu đặt vào một hiệu điện
thế rất lớn (~ 2 kV), dịng tia tắt hồn tồn. Sự chuyển đổi q trình này là cơ sở để tạo
ra các nguồn xung tia X được điều khiển (bật/ tắt) cho ứng dụng như CT, được khái
quát trong mục 1.10.

Hình 1.3. Sơ đồ mạch của một nguồn tia X được sử dụng cho hình ảnh lâm sàng


Hình 1.4. (Trên) Một vịng hội tụ điện tích âm trong cathode tia X tạo ra một chùm
tia hội tụ hẹp của các điện tử và điện tử làm tăng điện tử đập vào anot Vonfram.
(Dưới) Tác dụng của góc xiên anode θ vào kích thước tiêu điểm hiệu dụng và

phạm vi tia X
Ở anot, tia X được tạo ra nhờ các điện tử tăng tốc xâm nhập vài chục micromet
vào mục tiêu kim loại và suy giảm động năng . Năng lượng này được chuyển đổi về tia
X với cơ chế được trình bày chi tiết tại mục 1.2.3. Anot phải được làm bằng kim loại
với điểm nóng chảy cao, dẫn nhiệt tốt, và áp suất hơi thấp (để cho phép chân không
dưới 10–7bar được thiết lập trong mạch máu ).Số hiệu nguyên tử của kim loại làm mục
tiêu càng cao, việc tạo tia X hoặc năng lượng bức xạ tạo ra có hiệu quả càng cao. Anot
kim loại thường sử dụng vonfram, có số hiệu nguyên tử cao 74 , nhiệt độ nóng chảy
-7

cao 3370℃ , và áp suất hơi thấp nhất trong các kim loại , 10 bar tại 2250. Các
nguyên tố có số hiệu nguyên tử cao hơn , chẳng hạn như bạch kim (78) và vàng ( 79 ) ,
có điểm nóng chảy thấp hơn nhiều và nó khơng phù hợp làm anot kim loại. Trong chụp
nhũ ảnh , trong đó tia X cần năng lượng thấp hơn nhiều, anot thường bao gồm
molybden hơn là vonfram . Ngay cả với nguồn năng lượng bức xạ cao của vonfram,
hầu hết năng lượng hấp thụ bởi anot đều được chuyển thành nhiệt năng, với chỉ ~ 1 %
năng lượng được chuyển đổi thành tia X. Nếu vonfram tinh khiết được sửdụng, sau đó
tạo các vết nứt trong kim loại, và sau đó một hợp kim vonfram-reni với từ 2% đến
10% đã được phát triển để khắc phục vấn đề trên. Mục tiêu là khoảng dày 700μm dày


và được gắn cùng độ dày của vonfram tinh khiết . Phần chính của các anot được làm từ
một hợp kim của molypden , titan, và zirconi và được định hình thành một đĩa.


Như hiển thị trong hình 1.4, anot được vát, thường ở một góc của 5-20 ◦, để tạo
ra tiêu điểm hội tụ hiệu dụng nhỏ, do đó làm giảm sự khơng sắc nét hình dạng của hình
ảnh X-quang (Mục 1.6 0,2). Mối quan hệ thực tế giữa kích thước tiêu điểm hội tụ F và
kích thước tiêu điểm hiệu dụng f được cho bởi:
f = F sinθ

(1.1)

Trong đó θ là góc xiên. Giá trị của kích thước tiêu điểm hiệu dụng từ 0.3 mm cho
chụp nhũ ảnh, và giữa 0,6 và 1,2 mm cho chiếu quang tuyến. Trong thực tế, hầu hết
các ống tia X gồm hai sợi catot c ó các kích cỡ khác nhau để cung cấp cho các tùy
chọn sử dụng kích thước tiêu điểm hiệu dụng nhỏ hơn hoặc lớn hơn. Kích thước tiêu
điểm hiệu dụng cũng có thể được điều khiển bằng cách tăng hoặc giảm giá trị tác dụng
của các điện tích âm cho các vịng hội tụ của catot.
Góc xiên θ cũng ảnh hưởng đến phạm vi tác động của chùm tia X, như hiển thị
trong hình 1.4. Giá trị gần đúng của phạm vi được cho bởi
phạm vi = 2 (khoảng cách – từ - nguồn – đến -bệnh nhân) tanθ (1.2)
Tất cả các thành phần của hệ thống X-quang được chứa trong một ống chân
không. Trong quá khứ,ống này được làm từ thủy tinh, nhưng gần đây kính đã được
thay thế bởi sự kết hợp của kim loại và gốm. Những bất lợi lớn với kính là bám hơi, từ
cả hai dây tóc catot và anot làm mục tiêu, hình thành trên bề mặt bên trong của mạch,
gây phóng điện hồ quang điện và giảm tuổi thọ của ống. Ống chân không được bao
quanh bởi dầu để làm mát và cách điện. Toàn bộ phần lắp ráp được bao quanh bởi một
tấm chắn với một cửa sổ thủy tinh, thông qua đó các chùm tia X được phát ra.
1.2.2.

Dịng ống tia X, đầu ra của ống và cường độ chùm tia

Dòng ống (mA) của một nguồn tia X được xác định bằng số lượng của các điện
tử/giây đi từ dây tóc catot vonfram đến anot. Các giá trị hay gặp của dòng ống từ 50
đến 400 mA cho chiếu quang tuyến chụp X quang lên đến 1000 mA cho CT . Dòng
ống thấp hơn nhiều được sử dụng trong kỹ thuật tạo ảnh liên tục như nội soi huỳnh
quang. Nếu giá trị kVp tăng lên, dòng ống cũng tăng lên, cho tới khi đạt mức bão hòa.
Mức này được xác định bởi nhiệt độ tối đa ở trong, hoặc dịng thơng qua dây tóc
catot. Ống Xquang thường có các đặc tính phụ thuộc đầu ra của ống hoặc công suất

định mức của ống. Đầu ra của ống, đo bằng Watts, được xác định bằng tích của dịng
ống và hiệu điện thế giữa catot và anot. Ngoài giá trị kVp, đầu ra của ống cịn phụ
thuộc vào cường độ chân khơng bên trong ống. Một chân không cường độ mạnh cho
phép thiết lập các điện tử gia tốc cao hơn, và một số lượng lớn điện tử có thể đến được
anot, do tương tác với các phân tử khí giảm. Mức đầu ra của ống cao là điều mong
muốn trong hình ảnh Xquang chẩn đốn bởi vì nó có nghĩa thời gian phát tia sẽ ngắn


hơn, làm giảm khả năng xuất hiện các nhiễu chuyển động gây ra thay đổi cấu trúc như
tim.
Công suất định mức của ống, là công suất tiêu hao tối đa ứng với thời gian phát
tia 0,1 giây. Ví dụ, một ống với cơng suất định mức 10 kW có thể hoạt động ở 80 kV
với một dòng điện ống 1,25 A cho 0,1 s . Khả năng của các nguồn tia X để đạt được
đầu ra ống cao bị giới hạn tối đa bởi nhiệt anot. Anot quay ở khoảng 3000 rpm, do đó
làm tăng diện tích bề mặt hiệu dụng của các cực anot và giảm lượng điện năng truyền
trên một đơn vị diện tích trong đơn vị thời gian . Đầu ra ống tối đa, đầu tiên xấp xỉ, tỷ
lệ thuận với căn bậc hai của tốc độ quay . Anot quay được thực hiện bằng cách sử dụng
hai cuộn dây stator đặt gần cổ của ống tia X , được hiển thị trong hình 1.3. Điện trường
được tạo ra bởi các cuộn dây stato gây ra dòng điện cảm ứng ở rotor làm quay anot.
Thân Molypden là thành phần chính cho bộ phận roto của anot .Vì Molypden có điểm
nóng chảy cao và dẫn nhiệt thấp , thất thốt nhiệt từ anot chủ yếu là thơng qua bức xạ
qua chân không vào thành ống.
Cường độ I của chùm tia X được định nghĩa là công suất vốn có trên một đơn vị diện
tích và có đơn vị Jules / mét vuông. Công suất của chùm phụ thuộc vào hai yếu tố, tổng
số tia X và năng lượng của các tia X này. Số lượng tia X được sinh ra bởi nguồn tỷ lệ
thuận với dòng ống, và năng lượng của chùm tia X tỷ lệ thuận với bình phương của
điện thế gia tốc. Vì vậy, cường độ của chùm tia Xcó thể được biểu diễn như
I α (kVp)2 (mA)

(1.3)

Hình 1.5. Một phổ năng lượng tia X điển hình được tạo ra từ ống với giá trị kVp
150 keV, sử dụng anot vonfram. Tia X năng lượng thấp (đường gạch) được hấp thụ
bởi các thành phần của chính ống tia X. Đặc tuyến dòng bức xạ từ anot xảy ra ở
khoảng 60 và 70 keV


Trong thực tế, cường độ không đồng nhất trong cả chùm tia X, một hiện tượng gọi là
hiệu ứng gót chân. Hiện tượng này do sự khác biệt trong khoảng cách mà tia X được tạo
ra trong mục tiêu anot phải đi qua mục tiêu để được phát ra. Khoảng cách này còn do
các tia X được tạo ra tại "điểm kết thúc anot" của mục tiêu hơn tại "điểm kết thúc catot."
Khoảng cách tại điểm cuối anot càng lớn, kết quả sự hấp thụ tia X qua mục tiêu càng
lớn và nguồn phát ra tia có cường độ thấp hơn. Sự gia tăng các góc xiên được sử dụng
để làm giảm biên độ của hiệu ứng gót chân, nhưng điều này cũng làm tăng kích thước
tiêu điểm hiệu dụng.
1.2.3.

Phổ năng lượng của tia X

Đầu ra của nguồn bao gồm các tia X với một dải năng lượng, như hiển thị trong
hình 1.5. Điện tử năng lượng cao đập vào anot tạo ra tia X thông qua hai cơ chế:bức
xạ hãm , thường gọi là bức xạ và bức xạ đặc trưng . Bức xạ hãm xảy ra khi điện tử đi
qua gần một hạt nhân vonfram và bị lệch bởi lực hấp dẫn của hạt nhân mang điện tích
dương . Động năng bị mất do các electron chệch hướng được phát ra như một tia X .
Nhiều tương tác như vậy xảy ra cho mỗi điện tử, với mỗi tương tác tạo ra một phần suy
hao của tổng động năng của electron. Những tương tác này dẫn đến tia X với dải năng
lượng được phát ra từ anot . Năng lượng tối đa E max của một tia X được tạo ra bởi quá
trình này tương ứng với trường hợptoàn bộ động năng của electron được chuyển thành
tia X duy nhất . Giá trị của Emax (đơn vịkeV) tương ứng với giá trị của điện thế gia tốc
kVp .Hiệu quả tạo ra bức xạ hãm η được cho bởi:

η = k(kVp)Z
(1.4)
trong đó k là hằng số (giá trị 1.1 × 10 -9 với vonfram ) và Z là số nguyên tử của kim loại
mục tiêu. Bức xạ hãm được đặc trưng bởi sự suy giảm tuyến tính cường độ tia X cùng
với sự gia tăng năng lượng tia X.

Hình 1.6. Cấu trúc nguyên tử của một phần tử mẫu cho biết số lượng điện tử tối
đa trong các lớp K, L, M.
Tuy nhiên, nhiều tia X có năng lượng thấp được hấp thụ trong ống tia X và được
bọc , kết quả là phổ " nội bộ lọc" nhưtrong hình 1.5 . Bộ lọc thêm vào ống được sử


dụng để tiếp tục làm giảm số lượng tia X có năng lượng thấp được phát ra từ ống vì
những tia X này khơng có đủ năng lượng để xun qua bệnh nhân và đến được đầu
dò , và do đó thêm vào liều bệnh nhân, nhưng khơng phải thành phần hữu ích cho hình
ảnh. Cho các giá trị của kVp lên đến 50 kV , sử dụng tấm nhôm dày 0,5 mm; từ 50 đến
70 kV , sử dụng tấm nhôm dày 1,5 –mmvà trên 70 kV , sử dụng tấm nhơm dày 2,5
-mm. Các bộ lọc này có thể giảm liều lượng lên da đến hệ số 80 . Đối với nghiên cứu
chụp nhũ ảnh , trong đó giá trị kVplà dưới 30 kV ,thường dùng bộ lọc molypden dày 30
mm.
Đỉnh nhọn cũng xuất hiện trong phổ năng lượng tia X, và những phát sinh từ cơ
chế thứ hai, bức xạ đặc trưng. Xung quanh hạt nhân của bất kỳ nguyên tử đều có một
số điện tử "lớp" như thể hiện trong hình 1.6. Lớp trong cùng được gọi là lớp K (với tối
đa 2 điện tử chiếm chỗ), và bên ngoài này là lớp L (tối đa 8 điện tử ), lớp M (tối đa 18
điện tử), vv .Cácđiện tử trong lớp K có năng lượng liên kếtcao nhất, nó liên kết chặt
chẽ nhất trong các điện tử. Khi các điện tử được gia tốc từ catot va chạm với một điện
tử liên kết chặt chẽ trong lớp K của anot vonfram, một điện tử liên kết được đẩy ra, và
kết quả "lỗ trống " được lấp đầy bởi một điện tử từ một lớp bên ngoài. Sự mất mát
năng lượng do sự khác nhau của năng lượng liên kết giữa điện tử bên trong và lớp vỏ
bên ngoài tạo ra tia X. Tia X này tương ứng với một dịng bức xạ đặc trưng, như trong

hình 1.5.
Một điện tử từ catot phải có một năng lượng lớn hơn 70 keV để đẩy một điện tử
lớp K từ anot vonfram. Một điện tử rơi từ lớp L để lấp đầy lỗ trống trong lớp K có
năng lượng liên kết ~ 11 keV, và do đó các tia X đặc trưng phát ra từ anot có năng
lượng ~ 59 keV. Tình hình thực tế phức tạp hơn, vì các electron bên trong lớp L có thể
chiếm ba mức phụ khác nhau, từng mức có năng lượng liên kết hơi khác nhau. Ngồi
ra cịn có dịng đặc trưng bổ sung trong phổ năng lượng tương ứng với điện tử chuyển
từ M đến K, và từ N đến K. Không có bức xạ đặc trưng dưới giá trị kVp 70 kV, nhưng
giá trị kVpgiữa 80 và 150 kV bức xạ đặc trưng chiếm từ 10% đến 30% cường độ của
phổ tia X
Mặc dù phổ năng lượng tia X đa sắc, nó có thể được đặc trưng về hiệu dụng, hoặc
trung bình, năng lượng tia X, giá trị thường nằm giữa một phần ba và một nửa của
Emax. Ví dụ, một nguồn tia X với anot vonfram tại kVp 150 kV có năng lượng tia X hiệu
dụng khoảng 68 keV.

1.3.

Tương tác của tia X với mơ

Tương phản giữa mơ trong hình ảnh X-quang phát sinh từ khác biệt về sự suy
giảm tia X khi chúng đi từ nguồn thông qua cơ thể đến phim hoặc bộ dị . Một phần
nào đó của tia X truyền qua cơ thể và không tương tác với mô: các tia X này được gọi
bức xạ sơ cấp. Ngồi ra, tia X có thể bị tán xạ, sự tương tác làm thay đổi quỹ đạo của
chúng giữa nguồn và bộ dò: những tia X này gọi là bức xạ thứ cấp. Cuối cùng, các tia


X có thể được hấp thụ hồn tồn trong mơ và khơng tới được bộ dị: chúng gọi là bức
xạ hấp thụ. Trong phạm vi năng lượng tia X (25-150 keV) dùng cho chụp X-quang
chẩn đoán, ba cơ chế chi phối mô tả sự tương tác của tia X với mô: tán xạ Coherent và
tán xạ Compton đều tham gia vào việc tạo ra bức xạ thứ cấp, trong khi tương tác

quang điện dẫn đến hấp thụ tia X

1.3.1. Tán xạ Coherent
Compton, còn được gọi là Rayleigh, tán xạ đại diện cho tương tác khơng ion hóa
giữa tia X và các mô. Năng lượng tia X được chuyển đổi thành chuyển động điều hòa
của các điện tử trong nguyên tử trong mơ. Ngun tử sau đó bức xạ lại năng lượng này
theo hướng ngẫu nhiên như tia X thứ cấp với bước sóng tương tự như tia X vốn có. Do
đó, tán xạ Coherent khơng chỉ làm giảm số lượng tia X đến bộ dò, mà còn làm thay đổi
quỹ đạo tia X giữa nguồn và bộ dò. Xác suất của tán xạ Coherent PCoherent được cho bởi:
8/3
PCoherentα Z eff

E2

(1.5)


trong đó E là năng lượng của tia X vốn có và Zeff là số hiệu nguyên tử hiệu dụng của
mơ. Cơ có Zeff là 7,4 trong khi đó xương, chứa canxi, có giá trị gần 20. Đối với tia X
có năng lượng trong phạm vi chẩn đốn, tán xạ Coherent thường chỉ chiếm từ 5% đến
10% của sự tương tác với mô.
1.3.2.

Tán xạ Compton

Tán xạ Compton đề cập đến sự tương tác giữa tia X ban đầu và một điện tử liên
kết trong lớp vỏ bên ngoài của nguyên tử trong mô. Một phần của năng lượng tia X
được chuyển đến điện tử, điện tử được đẩy ra, và các tia X bị lệch khỏi con đường ban
đầu của nó như trong hình 1.7. Nếu góc lệch θ là tương đối nhỏ, tia X tán xạ có năng
lượng tương tự như tia X ban đầu và có đủ năng lượng để đi qua cơ thể và được phát

hiện bởi bộ dị.

Hình 1.7. (Trái). Một sơ đồ mạch tán xạ Compton của điện tử ban đầu với nguyên
tử trong mô (Phải) Tán xạ Compton của tia X ban đầu với năng lượng E X,inc và
momen pX,inc bởi 1 điện tử liên kêt năng lượng Ee,bound tạo ra tia X tán xạ với năng
lượng EE,scat và momen pX,scat , và 1 điện tử tự do với năng lượng EE,freevà momen
pE,free
Năng lượng của tia X tán xạ có thể được tính bằng cách áp dụng định luật bảo
toàn động lượng và năng lượng. Trong trường hợp này, bảo tồn động lượng có thể
biểu diễn như sau:
PE,free = pX,inc - pE,scat
(1.6)
Trong đó p là momen. Phương trình cho việc bảo tồn năng lượng là:
EX,inc + EE,bound = EX,scat + EE,free (1.7)


Sau một số biến đổi đại số, năng lượng tia X tán xạ Compton cho bởi:
EX =

EX ,inc
2

1+ (EX ,inc / mc )(1− cosθ )

(1.8)

Trong đó m là khối lượng của điện tử bị đẩy ra và c là vận tốc ánh sáng. Bảng
1.1 cho thấy năng lượng của tia X tán xạ Compton như một hàm của năng lượng tia X
ban đầu và góc tán xạ. Sự khác biệt tương đối nhỏ về năng lượng giữa tia X ban đầu
và tia X tán xạ có nghĩa là bức xạ thứ cấp được phát hiện với cùng hiệu quả như bức

xạ sơ cấp.
Xác suất của tia X thông qua tán xạ Compton về cơ bản độc lập với số hiệu
nguyên tử hiệu dụng của mơ,tỉ lệ tuyến tính với mật độ điện tử mơ, và phụ thuộc ít vào
năng lượng của tia X ban đầu.
BẢNG 1.1. Năng lượng của Compton-rải rác X-quang như một chức năng
của góc tán xạ cho năng lượng khác nhau của sự cố X-quang

.
Xem xét các yếu tố này, sự độc lập đối với số hiệu nguyên tửnghĩa là tia X tán
xạ có độ tương phản giữa nhỏ, ví dụ, mơ mềm, chất béo, và xương. Mức nhỏ tương
phản không phát sinh từ sự khác biệt về mật độ điện tử, có giá trị 3,36 × 1023điện tử
mỗi gram cho cơ bắp, 3.16 × 1023 điện tử cho mỗi gram chất béo, và 5.55 × 1023 điện
tử mỗi gram cho xương. Như đề cập trong phần tiếp theo, tương tác quang điện (xảy
ra sự tương phản mơ) là rất khó xảy ra ở các tia X ban đầu có năng lượng cao. Sự phụ
thuộc ít phân bố của tán xạ Compton vào năng lượng tia X ban đầu nghĩa là tán xạ
Compton là sự tương tác chi phối ở mức năng lượng cao và kết quả làm giảm tương
phản ảnh trong những vùng năng lượng này.
1.3.3. Các hiệu ứng quang điện
Tương tác quang điện trong cơ thể liên quan đến năng lượng của tia X quang hấp
thụ bởi một nguyên tử trong mô, với một electron được giới hạn chặt chẽ phát ra từ hệ
vỏ K hoặc L như một "quang điện tử", thể hiện trong hình 1.8.


Hình 1.8. Sơ đồ hai giai đoạn đầu tiên thể hiện sự hấp thụ tia X quang trong mô thông
qua một tương tác quang điện. Hầu như tất cả năng lượng của tia X quang được
chuyển cho các quang điện tử bị đẩy ra.
Động năng của quang điện tử cân bằng với mức chênh lệch giữa năng lượng của tia X
quang và năng lượng liên kết của electron. Sau đó, electron thứ hai từ mức năng lượng
cao hơn lấp đầy "lỗ" do quang điện tử phóng ra, q trình kèm theo với sự phát xạ của
một tia X quang "đặc trưng" với một năng lượng tương đương với mức chênh lệch về

năng lượng liên kết của các electron bên ngoài điện tử và quang điện tử. Nếu năng
lượng của tia X quang thấp hơn so với năng lượng liên kết vỏ K thì sau đó các quang
điện tử sẽ thốt từ vỏ L. Nếu tia X quang có đủ năng lượng thì sau đó một electron vỏ K
phát ra và một electron vỏ L hoặc M lấp đầy lỗ. Các tia X quang đặc trưng có năng
lượng rất thấp và được hấp thụ trong một khoảng cách ngắn. Ví dụ, bức xạ đặc trưng 4
keV từ một sự tương tác quang điện với một nguyên tử canxi trong xương chỉ di chuyển
khoảng 0,1 mm trong mô. Kết quả của hiệu ứng quang điện trong mô là tia X quang
được hấp thu hồn tồn và khơng đến được các máy dị.
Ngồi ra cịn có một hình thức tương tác quang điện thứ 2 ít phổ biến hơn, trong đó có
sự khác biệt giữa electron bên trong và bên ngoài liên kết năng lượng được chuyển sang
một electron bên ngoài vỏ (Auger electron), sau đó biến mất, để lại một hạt nhân với
một cặp điện tích dương. Hai chỗ trống của vỏ electron được lấp đầy bởi các electron
bên ngoài khác, tạo ra tia X quang đặc trưng có năng lượng rất thấp hoặc nhiều Auger
electron hơn. Một lần nữa, khơng có bức xạ, không quang điện tử và cũng không bức xạ
đặc trưng, khơng đến được các máy dị.


Hình 1.9. Biểu đồ xác suất của sự tương tác quang điện như chức năng của tia năng
lượng X quang cho oxy (nước, mô) và canxi (xương). K-cạnh tại 4 keV cho kết quả
canxi trong suy hao cao hơn nhiều của X-quang cho xương ở năng lượng tia X thấp.
Do năng lượng của tia X-quang ít hơn năng lượng liên kết của các electron K bên
trong, nên sự tương tác quang điện bị giới hạn cho đối với sự phóng ra cả các electron
vỏ L và M. Tuy nhiên, khi năng lượng chỉ cao hơn năng lượng liên kết vỏ K, khả năng
tương tác quang điện tăng đáng kể, điển hình khi hệ số tăng từ 5 đến 8. Hiện tượng này
được gọi là "K-cạnh.". Đối với mức năng lượng này, xác suất tương tác quang điện PPE
được tính như sau:
P α
pe

Z eff3

E

(1.9)

3

Hình 1.9 cho thấy khả năng tương tác quang điện đối với 8O và 20Ca, chứng minh mức
suy hao cao hơn đối với 20Ca, do số lượng nguyên tử của nó cao hơn, và cũng là khi Kcạnh ở mức 4 keV. Do đó khi tia X-quang có năng lượng thấp hơn, xuất hiện mức độ
tương phản đáng kể độ giữa xương và các mô. Tuy nhiên, phương trình (1.9) cũng cho
thấy sự suy giảm quang điện của tia X-quang giảm đi rất nhanh như một chức năng của
năng lượng tia X-quang.

1.4. Tuyến tính và tập hệ số suy giảm của tia X- quang trong
mơ
Về mặt tốn học, sự suy giảm cường độ của chùm tia X- quang khi di chuyển qua
mơ có thể được thể hiện như sau:
I X = I 0e

−µ
x

(1.10)


Trong đó, I0 là cường độ của chùm tia X-quang, Ix là cường độ tia X tại một khoảng
cách x từ các nguồn, và μ là hệ số suy giảm tuyến tính của mơ (đo bằng cm-1). Giá trị
cao của μ không đổi tương đương với sự hấp thụ hiệu quả của tia X-quang bằng mô,
chỉ một số lượng nhỏ của X-quang đạt tới các máy dò. Giá trị của μ có thể được biểu
diễn bằng tổng các hệ số tuyến tính từ mỗi lần tương tác giữa tia X-quang và mơ đã
được đề cập trong phần trước:

µ = µphotoelectric + µCompton + µCoherent (1.11


Hình 1.10 cho thấy sự ảnh hưởng của các tương tác quang điện và sự phân tán Compton
(mức phán xạ nhất quán thường không được đề cập đến do sự ảnh hưởng rất nhỏ) vào
hệ số suy giảm tuyến tính của các mô như một chức năng của sự cố năng lượng Xquang. Sự ảnh hưởng từ các tương tác quang điện chiếm ưu thế ở mức năng lượng thấp
hơn, trong khi sự phân tán Compton lại quan trọng hơn ở mức năng lượng cao hơn.
Sự suy giảm của tia X-quang thường được miêu tả theo hệ số suy giảm khối lượng,
tương đương với hệ số suy giảm tuyến tính chia bởi mật độ mơ. Hình 1.10 tóm tắt hệ số
suy giảm khối lượng mỡ, xương và cơ, như một chức năng của năng lượng tia Xquang. Tại mức tia X-quang có mức năng lượng thấp trong xương, hệ số suy giảm khối
lượng ở mức cao nhất. Xác suất các tương tác quang điện trong xương cao hơn nhiều so
với mơ vì xương có chứa canxi, mà canxi có số ngun tử tương đối cao.

Hình 1.10. (Trái) Sự đóng góp tương đối từ Compton và hành động trong hệ số suy
giảm tuyến tính quang điện đến các mơ mềm trong chức năng của tia tới như năng
lượng của tia X-quang. Các đường đứt nét thể hiện các phép xấp xỉ theo đường thẳng
vào sự đóng góp tương đối, với đường liền mạch biểu diễn dữ liệu thực nghiệm thực tế
tương ứng với tổng các khoản đóng góp. (Phải) Hệ số suy giảm khối lượng có trong
xương, cơ và chất béo như chức năng của năng lượng tia X-quang.
Khi năng lượng tia tới X-quang tăng, khả năng tương tác quang điện giảm và giá trị của
hệ số suy giảm khối lượng sẽ thấp hơn nhiều. Khi năng lượng tia X-quang lớn hơn
khoảng 80 keV, Compton là cơ chế chi phối, và sự khác biệt trong các hệ số suy giảm
khối lượng trong xương và mơ mềm ít hơn so với hệ số hai. Khi năng lượng tia X-quang
lớn hơn khoảng 120 keV, các hệ số suy giảm khối ;ượng trong xương và mơ mềm như
nhau. Hình 1.10 cũng cho thấy sự khác biệt giữa các mô mềm, chẳng hạn như chất béo
và cơ bắp khá khó trong việc sử dụng tia X-quang. Điều này là do số nguyên tử có hiệu
quả của cơ bắp (7.4) chỉ cao hơn một chút so với chất béo (5,9). Những tia X-quang có
năng lượng thấp tạo ra một mức tương phản hợp lý, nhưng ở mức năng lượng cao hơn
chút, sự khác biệt là có thể bởi mật độ electron của cả hai rất giống nhau. Một tham số
thường được sử dụng để mô tả sự suy giảm của tia X-quang trong mô là lớp nửa giá trị

(HVL), được định nghĩa là độ dày của mô làm suy giảm cường độ của chùm tia Xquang của một yếu tố một nửa. Từ phương trình (1.10) giá trị của HVL được cho bởi (ln
2) / μ. Bảng 1.2 liệt kê các giá trị của HVL trong cơ bắp và xương ở bốn giá trị khác
nhau của năng lượng tia tới X-quang. Các dữ liệu trong Bảng 1.2 chỉ ra rằng phần lớn
các tia X-quang từ mã nguồn đều hấp thu ở bệnh nhân. Đối với hình chụp X- quang ở
ngực chỉ có khoảng 10% số tia tới X-quang được phát hiện, 90% bị suy giảm trong cơ
thể. Kết quả những thí nghiệm khác trong hấp thụ tia X-quang cao hơn: 95% cho chụp
nhũ ảnh và 99,5% cho những lần scan bụng.
Bảng 1.2. Lớp giá trị một nửa (hvl) cho cơ bắp và xương như hàm của
năng lượng của việc chụp X-quang

Như đã mô tả ở phần cuối mục 1.2.3, năng lượng các tia X-quang hiệu quả từ một mã
nguồn sử dụng một cực vonfram dương khoảng 68 keV.
Tuy nhiên, trong việc tính tốn HVL và các đặc tính suy giảm của các mô, hiện tượng
"chùm xơ cứng" phải được xem xét. Hình 1.10 chứng minh rằng tia X-quang có năng
lượng thấp hơn trong chùm bị suy giảm trong các mơ, và do đó, năng lượng trung bình
của X-quang tăng dần lên khi đi qua mô. Nếu tia X-quang phải đi qua một số lượng lớn
các mô, chẳng hạn như trong ảnh bụng, sau đó chùm xơ cứng làm giảm độ tương phản
hình ảnh bằng cách tăng tỷ lệ tia X tán xạ Compton do năng lượng có hiệu quả cao của
chùm tia X-quang . Chùm xơ cứng phải được phục hồi trong khi qt CT, nếu khơng có
thể dẫn đến những di vật của hình ảnh quan trọng đã được nêu tại mục 1.11.1.

1.5.

Máy móc đo hình ảnh tia X-quang phẳng

Phần này bao quát các phần còn lại của hệ thống hình ảnh tia X-quang. Một hệ
thống điển hình gồm tia chuẩn trực có phạm vi quan sát biến thiên (FOV), trong đó hạn
chế các tia X-quang với kích thước hình ảnh mong muốn, một lưới điện antiscatter để

giảm sự phân tán rải rác các tia X-quang cho hình ảnh, và một màn hình tăng cường kết
hợp / phim X-quang để ghi lại hình ảnh.
1.5.1. Ống chuẩn trực
Dạng hình học của các tia X-quang phát ra từ các mã nguồn, như được đề cập
trong hình 1.1, là một chùm tia phân kỳ. Thơng thường, kích thước của chùm tia khi đến
các bệnh nhân lớn hơn phạm vi quan sát biến thiên FOV mong muốn của hình ảnh.
Điều này dẫn đến hai hậu quả khơng mong muốn, đó là liều lượng bức xạ khác nhau
được đưa tới một bệnh nhân, hay một nhóm bệnh nhân tăng lên khơng cần thiết. Hậu


quả thứ hai chính là số lượng tia X-quang có Compton tán xạ sẽ có mặt vào hình ảnh
nhiều hơn nếu mức độ của chùm đã được kết hợp với phạm vi quan sát biến thiên FOV
hình ảnh. Để hạn chế kích thước của chùm tia, ống chuẩn trực, cũng được gọi là một
chum ống thu hẹp, được đặt giữa nguồn tia X-quang và bệnh nhân. Các ống chuẩn trực
gồm những tấm chì có thể trượt lên nhau để hạn chế các tia trong một hoặc hai chiều.
1.5.2. Lưới chống phân tán
Lý tưởng nhất là khi tất cả các X-quang đạt tới các máy dị sẽ là bức xạ chính,
khơng có sự góp mặt từ các tia X-quang có Compton tán xạ. Trong trường hợp này, độ
tương phản hình ảnh sẽ bị ảnh hưởng chỉ bởi sự khác biệt suy giảm do sự tương tác
quang điện trong các mô khác nhau.

Hình 1.11.Tác động của tán xạ Compton lên ảnh Xquang. Một khối bất thường
được biểu diễn như vật đen trong cơ thể. (Trái) Trường hợp lý tưởng trong đó chỉ
có sự tương tác quang điện xảy ra để suy giảm tia X trong bệnh lý. (Giữa) Tán xạ
Compton góp phần tăng hình ảnh, độ tương phản hình ảnh được giảm. (Phải)Trong
trường hợp chỉ có tán xạ Compton, độ tương phản hình ảnh là gần như bằng
khơng.
Tuy nhiên, trong thực tế, một số lượng lớn các X-quang có Compton đến các máy dị. .
Như đã đề cập trước đó, sự tương phản giữa các mô từ Compton tán xạ tia X là hơi
thấp. Ngồi ra, bức xạ thứ cấp khơng chứa thơng tin khơng gian hữu ích và được phân

phối ngẫu nhiên trên các bộ phim, do đó làm giảm độ tương phản hình ảnh hơn nữa.
Ảnh hưởng của bức xạ rải rác trên hình ảnh X-quang được thể hiện bằng sơ đồ trong
hình 1.11. Nếu giả định được đưa ra là rải rác bức xạ được phân bố đều trên phim Xquang, sau đó độ tương phản hình ảnh được giảm một yếu tố của (1 + R), trong đó R là
tỷ lệ trung học để bức xạ chính. Giá trị của R phụ thuộc vào FOV của hình ảnh. Đối với
một FOV nhỏ, dưới khoảng 10 cm, sự đóng góp của các bức xạ tán xạ tỉ lệ với FOV.
mối quan hệ nồng độ này giảm, đạt giá trị không đổi ở một FOV khoảng 30 cm.
Như mô tả trong phần trước, bộ chuẩn trực có thể được sử dụng để hạn chế kích
thước chùm tia đến FOV của ảnh và do đó giảm số lượng tia X tán xạ góp phần vào


việc tạo ảnh, nhưng kể cả có ống chuẩn trực tại chỗ bức xạ thứ cấp có khoảng 50% và
90% tia X tới bộ dò. Biện pháp bổ sung, do đó, là cần thiết để gianhrtia Xtán xạ
Compton góp phần tạo ảnh
Một phương pháp là để đặt một lưới chống tán xạ giữa bệnh nhân và các máy dò
tia X. Lưới này bao gồm các dải lá chì xen kẽ với nhôm như hỗ trợ, với các dải song
song hướng với hướng của bức xạ sơ cấp, như trong hình 1.12. Các dặc tính của lưới
được xác định theo tỷ lệ lưới và mật độ dòng chia:
h
1
(1.12)
Tỷ lệ lưới = , mật độ dòng chia =


d+t

d

trong đó h, t, và d là chiều dài và độ dày của dải dẫn và khoảng cách giữa các trung
tâm của dải, tương ứng. Giá trị thường gặp của tỷ lệ lưới 4:01-16:01 và mật độ dòng
chia thay đổi 25-60 mỗi cm. Nếu các dải dẫn là đủ hẹp, chất lượng hình ảnh rõ ràng từ

hiệu ứng đổ bóng của lưới. Tuy nhiên, nếu không trong trường hợp này, lưới điện có
thể được di chuyển theo chuyển động qua lại trong thời gian tiếp xúc. Tất nhiên, một
sự cân bằng giữa việc giảm bức xạ phân tán (và cải thiện độ tương phản hình ảnh) và
liều bệnh nhân phải được giao cho cùng số lượng tia X. Sự cân bằng này có thể được
đặc trưng bằng cách sử dụng một tham số được gọi là hệ số Bucky F của lưới, được
định nghĩa:
F=Thời gian phát tia nếu có tấm lưới/Thời gian phát tia nếu khơng có tấm lưới (1.13)

Hình 1.12. (Trái) Một sơ đồ hai chiều của một lưới chống tán xạ, được đặt trên
đầu trang của các máy dò tia X. Các khu vực màu đen đại diện cho vách dẫn
mỏng, ngăn cách bởi nhôm hỗ trợ. (Phải) Biểu diễn một chiều của lưới điện
antiscatter. Tia X sơ cấp vượt qua giữa các vách chì, trong khi những tia X đã trải
qua một sự sai lệch đáng kể trong quỹ đạo từ tán xạ Compton được hấp thụ bởi
các vách.
1.5.3.

Màn hình tăng sáng

Độ nhạy nội tại của phim quang tuyến để chụp X-quang là rất thấp , có nghĩa là
việc sử dụng nó sẽ yêu cầu bệnh nhân dùng liều bức xạ cao để tạo ra hình ảnh chất
lượng cao . Để giải quyết vấn đề này, màn hình tăng sáng được sử dụng để chuyển đổi
tia X thành ánh sáng , giúp tăng độ nhạy phim . Sơ đồ mạch sự kết hợp màn hình /
phim tăng sáng được biểu thị trong hình 1.13 . Một lớp nhựa bảo vệ bên ngoài (dày ~
15μm) , trong suốt đối với tia X, nằm ở trên lớp photpho( dày 100 - 500μm ) , trong đó
chuyển đổi các tia X thành ánh sáng. Đế polyester ( ~ dày 200μm ) giúp ổn định cơ
học để tăng sáng toàn bộ màn hình.
22


Bởi vì ánh sáng được tạo ra trong lớp phosphor đi theo mọi hướng , một lớp

phản xạ (dày 20μm ) có chứa oxit titan được đặt giữa photphovà polyester để phản
chiếu ánh sáng , nếu không sẽ bị mất thơng qua đế , về phía bộ phim . Màn hình
thường là hai mặt , như trong hình 1.13, ngoại trừ nghiên cứu X-quang chụp nhũ ảnh ,
mô tả trong mục 1.9.1 . So với chỉ dùng phim để phát hiện trực tiếp tia X , kết quả kết
hợp màn hình / phim tăng sánggiúp tăng lớn hơn 50 lần độ nhạy . Phim có độ nhạy
càng cao,dịng ốngcần thiết và liều bệnh nhân càng thấp. Ngoài ra, khi dùng cùng 1
dòng ống nhưng với thời gian phát tia ngắn hơn, có thể làm giảm mờ ảnh do chuyển
động của bệnh nhân.

Hình 1.13. (Trái) Một sơ đồ của phim tia X/màn hình tăng sáng 2 chiều được đặt
trong một "băng" cho hình ảnh. (Phải). Ảnh hưởng của độ dày của màn hình tăng
sángđến độ phân giải khơng gian của hình ảnh. Một màn hình mỏng có nghĩa là
ánh sáng hình thành trong màn hình đi một khoảng cách tương đối ngắn trước khi
đập vào phim Xquang và do đó kết quả màn hình tạo ra hình ảnh tương đối sắc nét.
Ngược lại, một màn hình dày hơn cho kết quả mức độ khuếch tán anh sáng cao hơn
và do đó độ phân giải không gian thấp hơn.
Lớp phosphor trong màn hình có chứa các ngun tố hiếm như Gadoli (Gd) hoặc
Lantan (La) lơ lửng trong ma trận polymer. Hai màn hình phổ biến nhất có chứa terbi
pha tạp gadoly oxysunfit(Gd2O2S: Tb) hoặc terbi pha tạp lantan oxybrommua (LaOBr:
Tb). Gd2O2S: phát ra ánh sáng ở phần xanh của quang phổ ở 540 nm, và kể từ khi Gd
có cạnh K 50 keV, sự hấp thụ tia X thông qua tương tác quang điện là rất hiệu quả. Các
hợp chất có hiệu suất chuyển đổi năng lượng cao 20%, có nghĩa là, một phần năm năng
lượng của tia X nổi bật lớp phosphor được chuyển đổi thành các photon ánh sáng.
LaOBr: Tb phát ra ánh sáng ở phần màu xanh của quang phổ ở 475 nm (với đỉnh cao
thứ hai tại 360 nm), có AK tiến ở 39 keV, và hiệu suất chuyển đổi năng lượng 18%.
Hợp chất này có lợi thế là sử dụng công nghệ bộ phim đã được phát triển cho một
phosphor trước đây sử dụng rộng rãi, cadimi vonfram
Độ dày của lớp phosphor góp phần vào cả tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) và độ
phân giải khơng gian của hình ảnh X-quang. Sự suy giảm của tia X do màn hình tăng
sáng có thể được đặc trưng bởi hệ số suy giảm tuyến tính μ.A màn hình dày hơn có

23


nghĩa là nhiều tia X được phát hiện, có nghĩa là, hấp thu, và SNR cao hơn. Hai lớp tăng
cường màn hình, biểu thị trong hình 1.13, có hiệu quả tăng gấp đôi độ dày của lớp
phosphor. Tuy nhiên, ánh sáng được tạo ra trong các tinh thể phosphor phải khuếch tán
một khoảng cách nhất định thông qua các lớp phosphor trước khi tạo phim. Lớp
phosphor càng dày,không chắc chắn hơn có ở vị trí của bản gốc X- quang, và do đó độ
phân giải khơng gian thấp hơn. Sự khơng chắc chắn có thể được mơ tả tốn học về một
"hàm trải quang," có hình dạng như một hình nón trên bên phải của Hình 1.13.
1.5.4. Phim Xquang
Tùy thuộc vào màn hình tăng cường dựa trên Gd hoặc La,phim X-quang thường
nhạy cảm nhất với ánh sáng xanh lá cây hoặc xanh lục . Thông thường, hai loại phim
đơn sắc và chính sắc được sử dụng . Phim đơn sắc rất nhạy cảm với tia cực tím và ánh
sáng nhìn thấy màu xanh lục, và do đó quang phổ phù hợp với đầu ra của màn hình
tăng cường dựa trên La. Phim chính sắc có bổ sung bộ nhạy để giúp phim nhạy cảm
hơn với ánh sáng màu xanh lá cây phù hợp với đầu ra của màn hình tăng cường dựa
trên Gd . Hầu hết các phim là nhũ tương kép (dày ~ 10μm ) với một lớp nhũ tương ở
hai bên trung tâm của tấm nhựa trong suốt (dày ~ 150μm ) . Nhũ tương chứa các hạt
nhũ bạc có đường kính từ 0.2 đến 1.5μm . Phần lớn các hạt bạc bromua bị nằm trong
ma trận keo, với số lượng phần tử nhạy bạc iodide nhỏ hơn . Khi các hạt tiếp xúc với
ánh sáng , một "hình ảnh tiềm ẩn" được hình thành. Sau khi tiếp xúc , q trình liên
quan đến sự khử hóa từ muối bạc thành kim loại bạc tăng lên, xuất hiện màu đen. Do
đó, phim tăng cường gồm các khu vực tối hơn tương ứng với suy giảm do tia X tương
đối ít và các khu vực sáng hơn tương ứng với suy giảm cao. Mức độ hóa đen phim
thuộc vào tích của cường độ ánh sáng từ màn hình tăng cường và thời gian phim tiếp
xúc với ánh sáng . Độ hóa đen phim được định lượng bằng một tham số được gọi là
mật độ quang học (OD) , được xác định bởi
OD = log

Ii
It

24

(1.14)


Trong đó Ii là cường độ ánh sáng tới, và Itlà cường độ truyền qua phim. Phim
càng tối. mật độ quang học OD càng cao. OD có đặc tuyến logarit bởi vì các phản ứng
sinh lý của mắt với cường độ ánh sáng tuân theo logarit.
Mối quan hệ giữa OD và vùng phát tia, được thể hiện trong hình 1.14. Đồ thị
thường gọi là đặc tuyến, hoặc đường cong D/ log E. Một số điểm cần lưu ý. Đầu tiên,
OD mà khơng cóbất kỳ tiếp xúc tia X khơng có giá trị bằng không. Ranh giới này ,
hoặc "vết mờ", mức độ tương ứng với độ đục tự nhiên của phim X-quang và số lượng
nhỏ halogen bạc bị suy giảm hóa học trong q trình tăng cường. Thơng thường, mức
độ mờ có giá trị OD giữa 0,1 và 0,3. Thứ hai, tại các vùng có độ phát tia thấp và cao,
tương ứng như vùng chân và vai, đồ thị của OD so với mặt phát tia có dạng phi
tuyến. Như vậy, thời gian phát tia hoặc kết quả tổng liều bức xạ quá thấp hoặc quá cao
cho độ tương phản hình ảnh kém. Vùng lý tưởng của đường cong tại đó tương ứng
với quan hệ tuyến tính giữa OD và mặt phát tia.

Hình 1.14. (Trái) Đường cong đặc tuyến cho một phim X-quang. (Phải) So sánh
hai đường cong đặc tuyến cho phim nhanh (đường mảnh) và phim chậm (đường
dày).
Phim X-quang,giống như phim chụp ảnh tiêu chuẩn, được đặc trưng về các
thông số như độ tương phản, tốc độ và vùng hiển thị. Tốc độ của phim là nghịch đảo
của tiếp xúc cần thiết để tạo ra một OD ở trên mức độ mờ. Ví dụ, một phim nhanh tạo
ra một OD cho một tiếp xúc trong một thời gian nhanh hơn so với một phim chậm, như
hiển thị bên phải của Hình 1.14. Độ tương phản của phim được cho bởi giá trị của

gamma phim (γ), được định nghĩa là độ dốc tối đa của vùng tuyến tính trên đường
cong đặc tuyến:
OD − OD

γ = log E2 − log 1E
2
1

(1.15)