Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số

MJ Yaffe và JA Rowlands
Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số
Phys. Med. Biol. 42 (1997) 1-39. In tại PII Anh: S0031-9155 (97) 36.090-4

Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số
MJ Yaffe và JA Rowlands
Chương trình Imaging nghiên cứu, Trung tâm Khoa học Y tế Sunnybrook, Đại học Toronto,
2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5
Nhận ngày 29 Tháng Ba năm 1996, ở dạng cuối cùng 16 tháng 8 năm 1996
Tóm tắt . Chụp X quang kỹ thuật số cung cấp tiềm năng của chất lượng hình ảnh được cải tiến cũng như cung cấp cơ hội cho
những tiến bộ trong quản lý hình ảnh y khoa, chẩn đốn bằng máy tính và teleradiology.Chất lượng hình ảnh được gắn liền với
việc thâu lại chính xác và chính xác các thơng tin từ tia X-quang truyền của bệnh nhân, tức là hiệu suất của máy dò x-ray. Dò
cho chụp X quang kỹ thuật số phải đáp ứng các nhu cầu của thủ tục bức xạ cụ thể mà họ sẽ được sử dụng. Các thông số chính
là độ phân giải khơng gian, tính đồng nhất của phản ứng, độ nhạy tương phản, phạm vi hoạt động, tốc độ thâu lại và tỷ lệ
khung hình. Các cân nhắc vật lý bên dưới xác định hiệu suất của máy dò x-ray cho chụp X quang sẽ được xem xét. Một số
cơng nghệ dị hiện tại và thực nghiệm có triển vọng hơn mà có thể phù hợp cho chụp X quang kỹ thuật số sẽ được xem
xét.Thiết bị có thể được sử dụng trong các máy dị fullarea và cũng có những người thích hợp hơn cho các hệ thống quét x-ray
sẽ được thảo luận. Chúng bao gồm các cách tiếp cận khác nhau dựa trên chuyển đổi phosphor x-ray, nơi lượng tử ánh sáng
được sản xuất như một giai đoạn trung gian, cũng như trực tiếp x-quang-điện tích chuyển đổi vật tư như kẽm cadmium
telluride, selen vơ định hình và tinh thể silicon.

1. Giới thiệu
Những lợi ích của việc thâu lại các hình ảnh X-quang y tế ở dạng kỹ thuật số nhanh chóng trở nên rõ ràng sau sự ra
đời của chụp cắt lớp vi tính (CT) của Hounsfield (1973). Những lợi ích này bao gồm độ chính xác cao khi ghi các
thơng tin, tăng tính linh hoạt của các đặc tính hiển thị và dễ dàng truyền tải hình ảnh từ một địa điểm khác trên các
mạng truyền thơng.
Chụp cắt lớp vi tính là một ứng dụng khá phức tạp của chụp X quang kỹ thuật số, và gần đây các phương pháp
kỹ thuật số để đơn giản, kỹ thuật hình ảnh chính thống hơn như chụp động mạch và chiếu chụp X quang thơng
thường cũng như siêu âm và hình ảnh y học hạt nhân đã được phát triển. CT đã ngay lập tức được chấp nhận vì
những lợi ích rõ ràng của chụp cắt lớp ngang đúng sự thật và khả năng của CT để hiển thị sự khác biệt tinh tế trong
sự suy giảm mô. Những mong muốn cho độ phân giải không gian cao mà không thể đạt được với các máy dị thơ và

năng lực máy tính hạn chế có sẵn tại thời điểm đó, nhưng mà có thể đạt được với hình ảnh chiếu X quang tiêu
chuẩn.
Sự phát triển của công nghệ phát hiện được cải thiện, cũng như mạnh mẽ hơn nhiều máy tính, màn hình kỹ thuật
số có độ phân giải cao và các thiết bị đầu ra laser là cần thiết trước khi chụp X quang kỹ thuật số có thể tiến bộ hơn
nữa. Ban đầu, người ta nghĩ rằng chụp X quang kỹ thuật số sẽ phải phù hợp với rất nhiều hạn chế địi hỏi hiệu suất
phân giải khơng gian của ảnh filmbased. Tuy nhiên, hình ảnh phim thường bị hạn chế bởi sự thiếu vĩ độ tiếp xúc do
đường đặc tính của bộ phim, bởi tiếng ồn kết hợp với chi tiết phim và sử dụng kém hiệu quả của bức xạ. Theo kinh
nghiệm thì đây là một hạn chế rất lớn
1997 xuất bản IOP TNHH

1

Khả năng cung cấp độ tương phản hình ảnh tuyệt vời hơn một vĩ độ rộng của phơi nhiễm tia X cho tất cả các tần số
không gian lên đến một độ phân giải giới hạn khiêm tốn hơn (Yaffe 1994). Một hệ thống X quang kỹ thuật số có thể


cung cấp hiệu suất như vậy, cũng như cho phép thực hiện các kỹ thuật hình ảnh máy tính xử lý, lưu trữ kỹ thuật số
và truyền hình ảnh và khai thác thơng tin định lượng hữu ích về y tế từ các hình ảnh.
Trong lịch sử, đã có một sự quan tâm mạnh mẽ trong việc phát triển hệ thống hình ảnh kỹ thuật số cho chụp X
quang ngực bởi vì những điểm yếu cố hữu của hệ thống phim màn hình trong việc cung cấp đầy đủ vĩ độ và độ
tương phản đồng thời tốt trong phổi, các vùng trung thất và mong muốn thực hiện các tính năng như xử lý hình ảnh ,
teleradiology, lưu trữ và truy xuất các hệ thống kỹ thuật số (PACS). TESIC et al (1983) đã mô tả một hệ thống kỹ
thuật số đơn dòng quét cho chụp X quang ngực mà sử dụng một mảng 1024 photodiodes rời rạc cùng với một
phosphor gadolinium oxysunphua. Điều này đòi hỏi một thời gian quét là 4,5 s, cung cấp một độ phân giải không
gian hạn chế của 1 chu kỳ / mm. Goodman et al (1988) và Fraser et al (1989) đã xem xét những điểm mạnh và điểm
yếu của phương pháp tiếp cận khác nhau để kỹ thuật số chụp X quang ngực có sẵn tại thời điểm đó. Họ đã xác định
tiềm năng cho chụp X quang ngực kỹ thuật số khi chỉ ra những cải tiến đó sẽ là cần thiết cho kỹ thuật này để trở nên
được chấp nhận bởi bác sĩ X quang.
Hệ thống kỹ thuật số cho chụp động mạch và đối với một số loại chiếu chụp X quang sử dụng lâm sàng rộng rãi
và hệ thống đặc biệt cho các ứng dụng như chụp nhũ ảnh là hiện nay đang được phát triển. Sự sẵn có của các hệ

thống kỹ thuật số như vậy sẽ có khả năng cho phép sự ra đời của chẩn đốn bằng máy tính (Chan et al 1987,
Giger et al 1990). Đã có một số đánh giá trước đây của cơng nghệ phát hiện hình ảnh kỹ thuật số, đặc biệt là bởi
Rougeot (1993).

2. Hình ảnh kỹ thuật số
Hầu như tất cả các hình ảnh x-ray được dựa trên truyền dẫn lượng tử thông qua cơ thể, với độ tương phản diễn ra do
sự khác biệt về độ dày và thành phần của giải phẫu nội bộ. Các mơ hình truyền x-ray trong mặt phẳng của hệ thống
hình ảnh có thể được coi như là một sự thay đổi liên tục của độ dịng x-ray với vị trí. Một mơ hình giả thuyết được
trình bày một chiều trong hình 1 (a). Máy dị hình ảnh tương tự cố gắng để tái tạo mơ hình này một cách trung thực,
ví dụ như các biến thể của mật độ quang học trên một nhũ tương phim được phát triển. Về nguyên tắc, các biến thể
là không gian liên tục , miễn là đủ x-quang lượng tử được sử dụng thì cũng liên tục trên quy mô cường độ.
Một sơ đồ của một hệ thống chụp X quang kỹ thuật số chung được đưa ra trong hình 2. Ở đây, thụ hình ảnh
tương tự được thay thế bằng một máy dò chuyển đổi năng lượng trong chùm tia X truyền thành tín hiệu điện tử mà
sau đó được số hóa và ghi vào bộ nhớ máy tính. Các hình ảnh sau đó có thể được xử lý, hiển thị, truyền hoặc lưu trữ
sử dụng máy tính tiêu chuẩn và phương pháp truyền thơng kỹ thuật số.
Trong một hệ thống hình ảnh kỹ thuật số, tại một số giai đoạn, mơ hình truyền x-ray được lấy mẫu ở cả chiều
không gian và cường độ, như minh họa trong hình 1 (b). Trong chiều kích khơng gian, các mẫu thu được là trung
bình của cường độ qua các yếu tố ảnh hoặc pixel. Đây là những khu vực hình vng, được đặt cách nhau 1 khoảng
thời gian bằng nhau khắp mặt phẳng của hình ảnh. Trong chiều hướng cường độ, tín hiệu được binned vào một trong
số hữu hạn các cấp. Điều này thường là năng lượng của cả 2 và các giá trị, n, của năng lượng này được chỉ định là số
bit mà hình ảnh được số hóa. giá trị cường độ của hình ảnh kỹ thuật số có thể, do đó, chỉ có trên các giá trị rời rạc,
và các thơng tin liên quan đến cường độ trung gian và các biến thể trên thang điểm subpixel bị mất trong việc số
hóa.


Hình 1. Các khái niệm về hình ảnh kỹ thuật số. (A) Hồ sơ của một hình ảnh tương tự thay đổi liên tục, cả về không gian và
cường độ tín hiệu. (B) Trong một hình ảnh kỹ thuật số, lấy mẫu diễn ra trong khoảng thời gian rời rạc trong vị trí và cường độ.

Hình 2. Sơ đồ của một hệ thống chụp X quang kỹ thuật số.

Để tránh sự xuống cấp của chất lượng hình ảnh trong quá trình số hóa, điều quan trọng là kích thước điểm ảnh
và độ sâu bit phải phù hợp với các yêu cầu của nhiệm vụ chụp ảnh và phù hợp với độ phân giải khơng gian bên
trong, độ chính xác của hình ảnh được xác định bởi cơ bản như hạn chế yếu tố như unsharpness chỗ đầu mối,
chuyển động về giải phẫu và mức độ tiếng ồn lượng tử.
3.
Tính Detector
Tính chất quan trọng của máy dò là: bảo hiểm lĩnh vực, đặc trưng hình học, hiệu suất lượng tử, độ nhạy, độ phân giải
không gian, đặc điểm tiếng ồn, phạm vi hoạt động, tính đồng nhất, tốc độ thâu lại, tỷ lệ khung hình và chi phí. Trong
đó có một vài trường hợp đòi hỏi phải hài hòa giữa các yếu tố.

1.

bảo hiểm Dịng
Hệ thống hình ảnh phải có khả năng ghi lại các tín hiệu x-quang truyền trên diện tích dự giải phẫu điều tra. Người ta
có thể ước tính các u cầu của máy dị X quang kỹ thuật số từ các thụ thể ảnh dùng cho chụp ảnh thơng thường. Ví
dụ, Chụp X quang ngực địi hỏi một lĩnh vực hình ảnh là 35 cm x 43 cm, trong khi chụp nhũ ảnh có thể được cung
cấp bởi một thụ thể của các kích thước 18 cm x 24 cm hoặc 24 cm x 30 cm. Bộ tăng ảnh dùng cho huỳnh quang và
phim photofluorography cung cấp từ trường trịn với đường kính từ 15 cm đến 40 cm. Ngồi ra, vì x-ray chùm phân
kỳ, hình ảnh ln trải qua một số mức độ phóng đại X quang. Thông thường, đây chỉ về thứ tự của 10%; Tuy nhiên,
đối với các đợt kiểm tra mà phóng đại là cố ý áp dụng, điều này có thể là do 2 hoặc nhiều hơn 2 yếu tố, do đó, việc
sử dụng lâm sàng phải được xem xét cẩn thận khi xác định u cầu kích thước máy dị.


2.

đặc trưng hình học
Một số yếu tố được xem xét ở đây là những "vùng chết" có thể tồn tại bên trong và xung quanh các cạnh của máy
dò. Trong một máy dò điện tử dùng cho chụp X quang kỹ thuật số, những thứ có thể được yêu cầu cho việc định
tuyến của dây dẫn hoặc vị trí của các thành phần máy dò phụ trợ như bộ đệm, đồng hồ, vv Vùng Chết cũng có thể
xảy ra khi một máy dị có diện tích lớn được sản xuất bởi tiếp giáp đơn vị máy dò nhỏ hơn (ốp lát). Đối với các máy

dò gồm các yếu tố cảm biến rời rạc, chúng ta có thể xác định các điền yếu tố như là phần diện tích của mỗi phần tử
phát hiện đó là nhạy cảm với các sự cố x-quang. Trong một số ứng dụng (ví dụ như chụp nhũ ảnh) điều quan trọng
là các máy dị có diện tích hoạt động khơng đáng kể trên một hoặc nhiều cạnh để tránh khơng bao gồm mơ từ các
hình ảnh. Điều này có thể ngăn cản việc sử dụng các máy dò bằng nơi cồng kềnh, chẳng hạn như bộ tăng hình chân
khơng, từ những ứng dụng. Trong mọi trường hợp, khu vực vùng chết trong các kết quả phát hiện sử dụng không
hiệu quả của bức xạ truyền qua các bệnh nhân trừ khi chuẩn trực prepatient có thể được sử dụng để che dấu các bức
xạ sẽ rơi vào các khu vực này đã chết. Thông thường, vì sự phức tạp liên kết và vùng nửa tối chỗ đầu mối, điều này
là khơng thực tế.
Ngồi ra một yếu tố hình học được coi là biến dạng. Một hệ thống hình ảnh chất lượng cao sẽ trình bày một bản
đồ khơng gian chuẩn của x-ray mơ hình đầu vào đến đầu ra hình ảnh. Các hình ảnh có thể được thu nhỏ không
gian; Tuy nhiên, do các yếu tố rộng nên khơng đổi trên lĩnh vực hình ảnh. Distortion sẽ khiến bản đồ trở thành phi
tuyến. Nó có thể trở thành không gian hoặc angularly phụ thuộc. Đây có thể là trường hợp khi ống kính, chất xơ
hoặc electron quang học được sử dụng trong các hệ thống hình ảnh và tạo ra những 'pincushion' hoặc bóp méo
'thùng'.
Cuối cùng, cần lưu ý rằng máy dò kỹ thuật số có thể thuộc hai loại nói chung, cảm biến bị giam cầm hoặc
cassette thay thế. Trong một khuôn khổ , các receptor và readout của nó được tích hợp vào các máy x-ray. Trong khi
điều này đòi hỏi một máy được thiết kế đặc biệt với chi phí vốn cao hơn, nó cũng giúp loại bỏ sự cần thiết phải tải,
xếp dỡ và mang băng cassette để đọc riêng và chi phí lao động tham gia. Đồng thời, việc sử dụng một hoặc một số
lượng hạn chế của các thụ thể đơn giản hóa các nhiệm vụ điều chỉnh cho không đồng đều của các thụ thể (xem dưới
đây). Một hệ thống tái sử dụng băng có thể được thuận lợi, nơi một mức độ cao của tính di động hoặc sự linh hoạt là
cần thiết, chẳng hạn như trong các tình huống chăm sóc đặc biệt hoặc phịng mổ, và có lợi thế là tương thích với các
đơn vị X quang hiện có.

3.

hiệu suất lượng tử
Các hoạt động thâu lại hình ảnh ban đầu là giống hệt nhau trong tất cả các máy dò x-ray. Để sản xuất một tín hiệu,
các lượng tử x-ray phải tương tác với các vật liệu phát hiện. Xác suất của sự tương tác hoặc hiệu suất lượng tử cho
các lượng tử năng lượng E = hν được cho bởi
η = 1 - e - μ (E) T (1)

nơi μ là hệ số suy giảm tuyến tính của vật liệu phát hiện và T là độ dày hoạt động của máy dị. Bởi vì hầu như tất cả
các nguồn x-ray cho chụp X quang là polyenergetic, và, do đó, phát ra tia X trên một phổ năng lượng, hiệu suất
lượng tử phải được quy định tại mỗi năng lượng hoặc phải được thể hiện như một giá trị 'hiệu quả' trên quang phổ
của x-quang cố trên các máy dò. Quang phổ này sẽ bị ảnh hưởng bởi hiệu ứng lọc của bệnh nhân mà là để 'cứng'
chùm, tức là để làm cho nó mạnh mẽ hơn và, do đó, cịn sâu hơn.
Hiệu suất lượng tử có thể được tăng lên bằng cách làm cho máy dò dày hơn hoặc bằng cách sử dụng các vật liệu
có giá trị μ cao hơn của do tăng số nguyên tử hay mật độ. Hiệu suất lượng tử năng lượng so với chụp X-quang cho
độ dày khác nhau của một số vật liệu phát hiện được vẽ trong hình 3 và 4. hiệu suất lượng tử nói chung là cao nhất
ở mức năng lượng thấp, giảm dần với sự gia tăng năng lượng. Nếu vật liệu có một cạnh hấp thụ nguyên tử trong các
khu vực năng lượng của lãi suất, hiệu quả thì lượng tử tăng lên đáng kể ở trên năng lượng này, gây ra một tối thiểu
địa phương trong η cho năng lượng ngay dưới cạnh hấp thụ.
Tại năng lượng x-quang chẩn đốn, q trình tương tác chính là hiệu ứng quang điện vì số lượng nguyên tử
tương đối cao của hầu hết các vật liệu phát hiện. Sự tương tác của một lượng tử x-ray với máy dò phát quang điện tử


tốc độ cao. Mất động năng trong các máy dò, kích thích và ion hóa xảy ra, sản xuất các tín hiệu thứ cấp (lượng tử
quang học hoặc điện tích điện tử).

4.

Độ phân giải không gian
Độ phân giải không gian trong chụp X quang được xác định bởi hai đặc tính phát hiện và các yếu tố khơng liên
quan đến các thụ thể. Nhóm thứ hai bao gồm unsharpness phát sinh từ các yếu tố hình học. Ví dụ như: 'vùng nửa tối'
do kích thước hiệu quả của nguồn x-ray và độ phóng đại giữa cấu trúc giải phẫu của lãi suất và các mặt phẳng của
các thụ thể hình ảnh hoặc chuyển động tương đối giữa nguồn x-quang, bệnh nhân và thụ hình ảnh trong quá trình
tiếp xúc . Các yếu tố liên quan đến máy dò phát sinh từ kích thước khẩu độ hiệu quả của nó, khoảng thời gian lấy
mẫu không gian giữa các phép đo và bất kỳ tín hiệu bên tác trong các máy dị hoặc readout lan rộng.
Dò cho chụp X quang kỹ thuật số thường gồm các yếu tố rời rạc, thường có kích thước khơng đổi và khoảng
cách. Các kích thước của phần hoạt động của mỗi yếu tố phát hiện xác mộtkhẩu độ. Khẩu độ xác định đáp ứng tần
số không gian của các máy dị. Ví dụ, nếu khẩu độ là hình vng với kích thước, d, sau đó các chức năng chuyển

chế (MTF) của máy dò sẽ là của fdạng sinc, trong đó f là tần số khơng gian dọc theo x hoặc hướng y, và MTF sẽ có
khơng đầu tiên của nó ở tần số f = d -1, bày tỏ trong mặt phẳng của máy phát hiện (hình 5). Một máy dị vớid =
50 μ m sẽ có một

Hình 3. Lượng tử tương tác hiệu quả, η, các độ dày khác nhau của phosphor chọn. Lưu ý rằng, trừ CSI, các hạt phosphor được
kết hợp với một chất kết dính, làm cho mật độ đóng gói được giảm (thường là 50%), do đó độ dày màn hình phải được tăng lên
để cung cấp các giá trị suy hao được hiển thị.


MTF với số không đầu tiên tại f = 20 chu kỳ / mm.Vì phóng đại, tần số này sẽ cao hơn trong một mặt phẳng trong
bệnh nhân.
Khoảng thời gian lấy mẫu, p, các máy dò trong mặt phẳng dò giữa các yếu tố nhạy cảm hoặc các phép đo cũng
có tầm quan trọng đáng kể. Định lý lấy mẫu nói rằng chỉ có tần số khơng gian trong mơ hình dưới đây (2 p) -1 (tần số
Nyquist) có thể chụp ảnh một cách trung thực. Nếu mẫu chứa các tần số cao hơn, sau đó một hiện tượng gọi là răng
cưa xảy ra trong đó phổ tần số của các mẫu hình ảnh vượt quá tần số Nyquist được nhân đôi hoặc gấp khoảng tần số
trong thời trang accordion và thêm vào các phổ tần số thấp hơn, tăng hàm lượng quang phổ rõ ràng của hình ảnh tại
các tần số thấp hơn (Bendat và Piersol 1986). Trong một phát hiện gồm các yếu tố rời rạc, khoảng thời gian lấy mẫu
nhỏ nhất trong một hình ảnh duy nhất mua lại là p = d, sao cho tần số Nyquist là (2 d) -1 trong khi phản ứng khẩu độ
giảm xuống 0 ở hai lần tần số đó (cao hơn nếu kích thước của các khu vực nhạy cảm của phần tử dị nhỏ hơn d,ví dụ
do các điền yếu tố của các yếu tố phát hiện ít hơn
1.0).

Hình 4. Quantum hiệu quả tương tác, η, vật liệu phát hiện chuyển đổi trực tiếp lựa chọn.

Aliasing có thể tránh được bằng cách 'nhóm hạn chế' hình ảnh, tức là có độ suy giảm các tần số cao mà khơng có
nội dung hình ảnh vượt q tần số Nyquist. Các vật mờ kết hợp với vị trí tiêu cự có thể phục vụ mục đích này. Lưu ý
rằng điều này không ngăn cản được các răng cưa của tiếng ồn tần số không gian cao. Phương pháp thay thế làm
giảm hiệu ứng răng cưa của cả hai tín hiệu và tiếng ồn yêu cầu tần số lấy mẫu của hệ thống hình ảnh được tăng
lên. Một phương pháp làm được điều này, được gọi là phối màu, liên quan đến nhiều lần thâu lại với một chuyển
động vật lý của máy phát hiện bởi một phần nhỏ các pixel pitch giữa chuyển tiếp. Các subimages sau đó được kết

hợp để tạo thành hình ảnh cuối cùng. Điều này làm giảm hiệu quả p, qua đó cung cấp một tần số Nyquist cao
hơn. Một số máy dị khơng pixellated hấp thu giai đoạn x-ray, nhưng thay d và p được định nghĩa trong cơ chế


readout của họ. Đây là trường hợp cho các hệ thống dị phosphor photostimulable mơ tả dưới đây, nơi mà các tấm
phosphor là liên tục, nhưng các mẫu readout laser tại các địa điểm rời rạc. Điều này có thể cung cấp một số tính linh
hoạt trong thiết lập độc lập khoảng thời gian lấy mẫu (quét raster) và kích thước khẩu độ hiệu quả (laser kích thước
điểm) để tránh răng cưa. Các vấn đề về lấy mẫu trong các hệ thống X quang kỹ thuật số đã được xem xét bởi
Dobbins (1995).
Trong thiết kế tổng thể của một hệ thống hình ảnh, điều quan trọng là nguồn vật chất khác của unsharpness được
xem xét khi kích thước khẩu độ và khoảng thời gian lấy mẫu được chọn. Ví dụ, các MTF được giới hạn bởi
unsharpness do vị trí đầu mối, nó sẽ có ít giá trị để cải thiện hệ thống bằng cách thiết kế các thụ thể với các yếu tố
phát hiện nhỏ hơn.

Hình 5. Ảnh hưởng của một 50 μ m hình chữ nhật phát hiện khẩu độ trên MTF của thụ hình ảnh. Các tần số Nyquist, f N, ở
trên mà răng cưa xảy ra được chỉ định.

5.

Tiếng ồn
Các hình ảnh được tạo ra bởi các lượng tử là thống kê trong tự nhiên, tức là mặc dù các mẫu hình ảnh có thể được
dự đốn bởi các tính chất suy giảm của bệnh nhân, nó sẽ dao động ngẫu nhiên về giá trị trung bình dự đoán giá
trị. Sự biến động của cường độ x-quang sau thống kê Poisson, phương sai, σ 2, về số lượng trung bình các lượng tử xray, N 0, rơi vào một yếu tố phát hiện của một khu vực nhất định bằng N 0. Tương tác với các máy dị có thể được
hiểu như là một q trình nhị thức với xác suất thành cơng, η, và nó đã được chứng minh (Barrett và Swindell 1981)
là sự phân bổ tương tác lượng tử vẫn là Poisson với độ lệch chuẩn
σ = (N 0 η) 1/2. (2)
Nếu giai đoạn phát hiện được theo sau bởi một quá trình mà cung cấp một tăng trung bình g ¯, sau đó các
'Tín hiệu' trở thành
q = N 0 ηg ¯ (3)
trong khi sự khác biệt trong các tín hiệu

(4)
Nói chung, việc phân phối q khơng phải là Poisson thậm chí nếu g là Poisson phân phối. Tương tự như vậy, ảnh
hưởng của giai đoạn bổ sung tăng (hoặc giảm) có thể được thể hiện bằng cách tuyên truyền biểu hiện này hơn nữa


(Rabbani et al 1987, Cunningham et al 1994, Yaffe và Nishikawa 1994). Nó cũng có thể là nguồn duy nhất khác
của tiếng ồn được đóng góp ở các giai đoạn khác nhau của hệ thống hình ảnh. Tác dụng của chúng trên các phương
sai ở giai đoạn đó sẽ được phụ gia và các biến động sẽ phải chịu mức tăng của các giai đoạn tiếp theo của hệ thống
hình ảnh.
Một phân tích tồn bộ tín hiệu và tun truyền tiếng ồn trong một hệ thống máy dò phải đưa vào tài khoản các
phụ thuộc tần số không gian của cả hai tín hiệu và tiếng ồn. Chuyển tín hiệu có thể được đặc trưng về các chức năng
chuyển giao điều chế, MTF (f), trong đó f là tần số không gian, trong khi tiếng ồn được mô tả bởi những tiếng ồn
điện hoặc Wiener phổ W (f).Các phương pháp tính tốn các đặc tính quang phổ Wiener của một máy dò phải sửa
cho phi tuyến trong các máy dò và đúng cách đưa vào tài khoản các mối tương quan khơng gian của các tín hiệu và
biến động thống kê (Rabbani et al 1987, Cunningham et al 1994).
Một số lượng hữu ích cho việc xác định các tín hiệu và tiếng ồn hiệu suất tổng thể của máy dò hình ảnh là hiệu
quả tần số phụ thuộc vào khơng gian của thám tử học lượng tử, DQE (f).Này mô tả hiệu quả trong việc chuyển tín
hiệu-to-noise ratio (bình) chứa trong x-ray mơ hình cố để đầu ra máy phát hiện. Lý tưởng nhất, DQE (f) = η cho tất
cả các e, nhưng bổ sung nguồn tiếng ồn sẽ làm giảm giá trị này và thường gây ra các DQE giảm khi tăng tần số
khơng gian. DQE (f) có thể được coi là một loại hiệu suất lượng tử, trong khi nó được nhân với số vụ việc lượng tử
trên các máy dị có được SNR 2 ra (f), cũng gọi là số của tiếng ồn lượng tử tương đương, NEQ (f), được sử dụng để
tạo thành hình ảnh. Thơng thường DQE cho một máy dị màn hình bộ phim có giá trị vào 0.2 ở một tần số khơng
gian từ 0 vịng / mm và điều này có thể giảm xuống 0.05 ở một vài chu kỳ / mm (Bunch et al 1987).
Như đã thảo luận trong phần 4, điều quan trọng là số lượng tử thứ cấp hay electron ở từng giai đoạn của máy dị
có phần lớn hơn N 0 η, để tránh tiếng ồn máy dò đang được thống trị bởi một 'chìm lượng tử thứ cấp ".
Bảng 1. Các tính chất của phốt pho và photoconductors sử dụng như máy dò x-ray cho chụp X quang kỹ thuật số, trong đó có
số nguyên tử, Z, và K năng lượng hấp thu, E

K,

của hiệu trưởng hấp thụ các yếu tố. Độ nhạy sáng được thể hiện như năng

lượng, w, mà phải được hấp thụ để phát hành một lượng tử ánh sáng trong một phosphor hoặc một cặp electron-lỗ trong một
quang dẫn. Sản lượng huỳnh quang, ω

K,

là xác suất mà khi một K-shell tương tác quang điện xảy ra, sẽ có một đèn huỳnh

quang (đặc tính) x-ray hơn là một Auger electron phát ra.
Vật chất

Z

E

w (eV)

ω

CdTe

48/52

26,7 / 31,8

4.4

0,85 -0,88

Cao độ tinh khiết Si

14

1.8

3.6

34
55/53
64

12,7
36.0 / 33.2
50.2

50 (10 V L m
19
13

BaFBr (như photostim.
phosphor)
56/35

37,4 / 13,5

50 -100 c

selen vô định hình
CSI (Tl)

Gd 2 O 2 S

một
c

K

(keV)

K

(approx.)một

<0. 05
-

1) b

0.6
0.87
0,92
0.86

Từ Evans (1955). b 7 eV (giá trị lý thuyết tại trường vơ hạn).

ước tính bằng cách nhân bandgap 8,3 eV 3 (Klein 1968) và sau đó 2 cho hiệu quả 50% của cái bẫy đầy trong thời gian phơi x-

ray. Giá trị cao hơn phản ánh một sự mất mát thêm có thể lên đến một hệ số 2 là do retrapping trong readout.

6.

Nhạy cảm
Sản phẩm cuối cùng từ hầu hết các máy dị x-ray là một tín hiệu điện, do sự nhạy cảm có thể được định nghĩa theo
phí sản xuất bởi các máy dò (trước khi khuếch đại bên ngồi) mỗi sự cố x-quang lượng tử có năng lượng xác
định. Sự nhạy cảm của bất kỳ hệ thống hình ảnh phụ thuộc vào η và hiệu suất chuyển đổi sơ cấp (hiệu suất chuyển
đổi năng lượng của tương tác x-ray mẫu dễ dàng đo lường hơn như lượng tử quang học hoặc điện tích). Hiệu quả
chuyển đổi có thể được thể hiện trong điều khoản của năng lượng, w, cần thiết để phát hành một photon ánh sáng
trong một phosphor, một cặp electron-lỗ trong một quang dẫn (hoặc chất bán dẫn) hoặc một cặp electron-ion trong
một máy dị khí. Giá trị của w cho một số tài liệu phát hiện điển hình được đưa ra trong bảng 1. Các yếu tố hạn chế
có liên quan đến nội


Hình sơ đồ cấp 6. Năng lượng cho tinh thể được sử dụng trong (a) phát hiện chuyển đổi trực tiếp x-ray, (b) chất lân quang
thông thường, (c) ảnh phosphor photostimulable.

Cơ cấu của chất rắn mà từ đó các máy dị được thực hiện. Trong hình 6 (a) cấu trúc ban cơ bản của một loại vật liệu
tinh thể được hiển thị. Thơng thường vùng hóa trị được đầy đủ dân cư với electron và vùng dẫn trống. Sự chênh lệch
năng lượng điều chỉnh quy mô của năng lượng cần thiết để giải phóng một cặp electron-lỗ, tức là để thúc đẩy một
electron từ vùng hóa trị vào vùng dẫn. Tuy nhiên, mặc dù năng lượng này là tối thiểu cho phép bởi các nguyên tắc
bảo toàn năng lượng, điều này có thể được thực hiện chỉ dành cho các photon năng lượng chính xác bằng với
khoảng cách năng lượng. Đối với các hạt mang điện phóng năng lượng (thơng qua việc làm chậm các electron năng
lượng cao được tạo ra bởi sự tương tác x-ray đầu tiên), yêu cầu của việc bảo tồn cả năng lượng và động lực tinh thể
cũng như sự hiện diện của cạnh tranh quá trình tổn thất năng lượng yêu cầu, trung bình, ở ít nhất ba lần năng lượng
so với các bandgap để giải phóng một cặp electron-lỗ (Klein 1968). Trong hình 6 (b) một phosphor được hiển
thị. Trong trường hợp này, yêu cầu đầu tiên là để có được một cặp electron-lỗ. Sau đó, trở về electron để dải hóa trị
thơng qua một trung tâm phát quang được tạo ra bởi một activator thêm vào ngun liệu chính. Điều này địi hỏi
năng lượng E F của ánh sáng huỳnh quang phải được ít hơn so với E G năng lượng bandgap và do đó có sự thiếu hiệu
quả hơn nữa khơng thể tránh khỏi trong một phosphor so với một chất quang của cùng E G.

7.

phạm vi hoạt động
Phạm vi năng động có thể được định nghĩa là:
tiếng ồn

(5)

trong đó X max là độ dịng x-ray cung cấp các tín hiệu tối đa mà máy dị có thể chứa và X tiếng ồn là độ dịng cung cấp
một tín hiệu tương đương với tổng cầu phương của tiếng ồn phát hiện và tiếng ồn lượng tử x-ray.
Trong khi định nghĩa này mô tả các hoạt động của máy phát hiện trên cơ sở điểm ảnh riêng biệt, nó ít hữu ích để
dự đốn nhiều hữu ích của hoạt động phát hiện cho một nhiệm vụ hình ảnh cụ thể. Điều này là bởi vì ở dưới cùng
của phạm vi này, tỉ lệ tín hiệu-to-noise (SNR) chỉ là 1 và điều này là hiếm khi chấp nhận được. Ngồi ra, nó là hiếm
để căn cứ một chẩn đoán y tế trên một điểm ảnh hình ảnh duy nhất và do đó, đối với hầu hết các đối tượng, các SNR
được dựa trên các tín hiệu từ nhiều pixel. Đối với một đối tượng lớn, tiếng ồn trên một điểm ảnh theo từng điểm ảnh
có thể lớn, nhưng nếu có tích hợp trên các đối tượng, các SNR hiệu quả sẽ cải thiện khoảng là căn bậc hai của khu
vực (với một số điều chỉnh cho hiệu ứng tương quan do unsharpness của hệ thống hình ảnh). Chúng tơi đã, do đó,
được cung cấp một định nghĩa thứ hai của 'phạm vi năng động hiệu quả' mà chúng tơi đã tìm thấy hữu ích
k 2 X max


DR eff =
k 1 X tiếng ồn . (6)
Ở đây, k hằng số 1 là yếu tố mà các tín hiệu tối thiểu được vượt quá ồn để phát hiện đáng tin cậy. Rose (1948) đã lập
luận rằng k 1 nên được vào thứ tự của 4 hoặc 5 tùy thuộc vào công việc chụp ảnh. Các k liên tục 2, đó là phụ thuộc
vào cơng việc chụp ảnh và MTF hệ thống, phản ánh sự cải thiện SNR do tích hợp trên nhiều pixel. Có hiệu quả, điều
này gây ra phạm vi hoạt động của hệ thống hình ảnh để tăng mặc dù mức độ tín hiệu tối đa và mức độ điểm ảnh
tiếng ồn duy nhất không thay đổi. Maidment et al (1993) và Neitzel (1994) đã phân tích vấn đề này đối với trường
hợp chụp nhũ ảnh kỹ thuật số.
Trong thực tế, phạm vi hoạt động cần thiết cho một nhiệm vụ hình ảnh có thể được phân tách thành hai thành
phần. Việc đầu tiên mô tả tỷ lệ giữa sự suy giảm x-ray của đường radiolucent nhất và hầu hết các đài phát thanh đục

thông qua các bệnh nhân được đưa vào cùng một hình ảnh. Thứ hai là độ chính xác của tín hiệu x-ray được đo trong
một phần của hình ảnh đại diện cho giải phẫu đài phát thanh đục nhất. Nếu, ví dụ, có một yếu tố của 50 trong sự suy
giảm trên khắp các lĩnh vực hình ảnh và nó đã mong muốn có 1% độ chính xác trong việc đo các tín hiệu trong các
khu vực có độ suy giảm nhất, sau đó yêu cầu phạm vi năng động sẽ là 5000. Các yêu cầu phạm vi năng động cho
một số ứng dụng có thể vượt quá khả năng của các máy dị có sẵn. Nó thường có thể làm giảm các yêu cầu bằng
cách sử dụng bộ lọc bolusing prepatient để tăng sự suy giảm ở các khu vực trong suốt của hình ảnh và do đó làm
giảm phạm vi của các cường độ đó phải được cung cấp.
Các yêu cầu về phạm vi hoạt động khác nhau giữa các tác vụ chụp ảnh, nhưng một số nguyên tắc chung cho việc
thiết lập các yêu cầu của mỗi phương thức có thể được đưa ra. Đầu tiên, điều quan trọng là nhận ra rằng x-quang bị
suy giảm theo cấp số nhân, do đó một lớp tenthvalue dày thêm các mơ sẽ suy nhược chùm bởi một yếu tố bổ sung là
10, trong khi cùng mười giá trị độ dày thiếu sẽ làm tăng độ dòng x-ray một nhân tố của 10. vì vậy khi trung bình giá
trị phơi sáng X có nghĩa là cho hệ thống được thiết lập bằng cách chiếu một phantom thống nhất, chúng tôi quan tâm
đến yếu tố chất nhân trên và dưới giá trị có ý nghĩa này, tức là X có nghĩa là một hình học chứ khơng phải là trung bình
cộng. Vì vậy, ví dụ như trong huỳnh quang, nó thường được thiết lập một loạt các 100: 1 là hữu ích, nhưng nó cũng
rất cần thiết để hiểu được phạm vi này nên được giữa X có nghĩa là / 10 và 10 X trung bình chứ khơng phải là phân phối trong
gia số tuyến tính bằng nhau, tức là giữa X có nghĩa là / 50 và 2 X bình.
Trong việc xác định phạm vi hoạt động cho một máy dò, người ta phải xem xét cả hai nhu cầu đầy đủ x-ray mức
năng để đạt được số liệu thống kê đếm lượng tử mong muốn vào cuối thấp của phạm vi cũng như các hiện tượng dò
như bão hòa hoặc 'nở' mà có thể xảy ra với tín hiệu lớn.

8.

tính đồng nhất
Điều quan trọng là hệ thống hình ảnh X quang cung cấp đồng nhất, tức là độ nhạy không đổi trên tồn bộ diện tích
của hình ảnh. Nếu khơng mẫu mà có thể phá vỡ các giải có hiệu quả của hình ảnh có thể dẫn đến. Những mơ hình
này đơi khi được gọi là "mơ hình tiếng ồn cố định. Trong một hệ thống hình ảnh tương tự, bỏ nhiều công sức phải
được thực hiện trong việc thiết kế và sản xuất các máy dò để đảm bảo rằng họ cung cấp phản ứng thống nhất.
Trong một hệ thống kỹ thuật số, nhiệm vụ là dễ dàng hơn nhiều, bởi vì, ít nhất là trên một phạm vi đáng kể, sự
khác biệt trong phản ứng từ yếu tố để phần tử có thể được sửa chữa. Điều này được thực hiện bằng cách chụp ảnh
một đối tượng của truyền thống x-ray, ghi âm các phản ứng phát hiện và sử dụng điều này như là một "chỉnh mặt nạ

'. Nếu phát hiện có phản ứng tuyến tính để x-quang, sau đó điều chỉnh liên quan đến hai mặt nạ-một với và một
khơng có bức xạ để cung cấp độ dốc và đánh chặn các giá trị cho việc sửa cách của mỗi yếu tố. Nếu đáp ứng phát
hiện là phi tuyến, sau đó đo phải được thực hiện qua một loạt các cường độ và chức năng phù hợp phi tuyến để đáp
ứng của từng yếu tố để có được các hệ số điều chỉnh. Trong một số máy, khơng đồng đều có thể chỉ tồn tại qua hàng
và cột của các máy dò hơn là qua các yếu tố cá nhân. Điều này làm giảm đáng kể số lượng các hệ số phải được lưu
trữ.

4.

hệ thống máy dò Phosphor dựa trên


Hầu hết các máy dị hình ảnh x-ray sử dụng một phosphor trong giai đoạn đầu (con số 7 (a)) để hấp thụ các x-quang
và tạo ra ánh sáng sau đó là cùng với một bộ cảm biến quang học (bộ tách sóng quang).Việc sử dụng các vật liệu
phosphor với một số nguyên tử tương đối cao gây ra hiệu ứng quang điện là loại chiếm ưu thế của sự tương tác xray. Các quang điện tử được sản xuất trong những tương tác này được đưa ra một phần đáng kể năng lượng của xray. Năng lượng này là lớn hơn nhiều so với bandgap của tinh thể (con số 6 ( b )) và, do đó, trong khi bị chặn lại,
một đơn tương tác x-ray có khả năng gây ra các kích thích của nhiều electron trong phosphor và do đó việc sản xuất
nhiều lượng tử ánh sáng. Chúng tôi mô tả này "khuếch đại lượng tử" là sự tăng chuyển đổi, g 1 . Ví dụ, trong một
Gd 2 O 2 S phosphor, năng lượng tiến hành bởi một 60 keV x-quang lượng tử tương đương với 25.000 lượng tử ánh
sáng màu xanh lá cây ( E g = 2 . 4 eV). Do cạnh tranh quá trình tổn thất năng lượng và sự cần thiết để bảo tồn lực,
hiệu suất chuyển đổi chỉ khoảng 15%, do đó, trung bình, nó địi hỏi khoảng 13 eV mỗi lượng tử ánh sáng được tạo ra
trong phosphor này (bảng 1). Việc đạt được chuyển đổi là sau đó khoảng 4500 lượng tử ánh sáng mỗi tương tác xquang lượng tử.
Quá trình tổn thất năng lượng là ngẫu nhiên và, do đó, g có một phân bố xác suất, với độ lệch chuẩn, σ g , về giá
trị trung bình của nó như minh họa trong hình 8 ( một ). Swank (1973) mô tả hiệu ứng này, và 'Swank tố', A s , đặc
trưng cho nguồn tiếng ồn bổ sung này. Các yếu tố Swank được tính tốn về những khoảnh khắc của sự phân bố
của g là
(7)

nơi M i chỉ ra i thời điểm của phân phối thứ.
Số lượng thực tế của lượng tử được sản xuất bởi một tương tác x-ray cũng sẽ phụ thuộc cả về năng lượng vụ việc
và cơ chế của sự tương tác với các tinh thể phosphor. Các loại rất có thể tương tác, hiệu ứng quang điện, sẽ dẫn đến

cả một quang điện tử tràn đầy năng lượng và cả một giây (Auger) electron hoặc một x-quang lượng tử huỳnh
quang. Năng lượng của huỳnh quang phụ thuộc vào vỏ mà tương tác quang điện xảy ra. Năng lượng ngưỡng K-vỏ
cho những tương tác này được thể hiện đối với một số chất lân X quang thông thường trong bảng 1. Cũng trong
bảng là năng suất K-huỳnh quang; xác suất phát xạ huỳnh quang tia X, cho rằng một quang điện tương tác K-vỏ đã
xảy ra. Ví dụ, tương tác K-vỏ cho Gd trong Gd 2 O 2 S có một ngưỡng 50,2 keV và sản xuất huỳnh quang cường độ
cao nhất (92% các tương tác K-vỏ mang lại những lượng tử) chỉ dưới 43 keV. Các lượng tử huỳnh quang hoặc là
được tái hấp thu ở phosphor hoặc thoát. Trong cả hai trường hợp, nếu không được hấp thụ tại địa phương, năng
lượng rõ ràng gửi vào phosphor từ lượng tử x-ray sẽ giảm, dẫn đến một đỉnh cao thứ hai trong phân phối với giá trị
thấp hơn của g . Hiệu quả của việc mất huỳnh quang là để mở rộng phân phối tổng thể của g (con số 8 ( b )), do đó
giảm Một s và gây ra một sự gia tăng trong σ g .


Hình 7. Ba loại cấu trúc dị: ( một ) giải quyết phosphor, ( b ) cột CSI phosphor và ( c ) trực tiếp x-ray chuyển đổi có thu phí
trong một điện trường. Một chức năng linespread giả của mỗi hệ thống được hiển thị.

Có cả những ưu điểm và nhược điểm trong hình ảnh với một quang phổ tia X vượt quá cạnh K của phosphor. Rõ
ràng, giá trị của η tăng, nhưng 'Swank tiếng ồn' cũng không. Ngoài ra, lắng đọng của năng lượng từ sự phát huỳnh
quang ở một số khoảng cách từ các điểm tương tác x-ray ban đầu gây ra các điểm chức năng lây lan của máy dò để
gia tăng, dẫn đến độ phân giải không gian giảm.
Sau khi thành lập, các lượng tử ánh sáng phải thốt thành cơng phosphor và được kết hiệu quả cho giai đoạn tiếp
theo để cải biến thành một tín hiệu điện tử và đọc ra. Đó là mong muốn để đảm bảo rằng các lượng tử ánh sáng tạo
ra thoát khỏi phosphor hiệu quả và càng gần càng tốt để quan điểm của họ về sự hình thành.
Hình 9 minh họa ảnh hưởng của độ dày phosphor và độ sâu của sự tương tác x-ray trên độ phân giải khơng gian
của một máy dị phosphor. Xác suất của sự tương tác x-ray là mũ để các số tương tác lượng tử và lượng ánh sáng sẽ
được tạo ra tương ứng lớn hơn gần bề mặt lối vào x-ray.
Trong khi đi du lịch trong phosphor, ánh sáng sẽ lan-lượng khuếch tán được tỷ lệ thuận với chiều dài con đường
cần thiết để thoát khỏi phosphor. Các đường dẫn của hầu hết các lượng tử quang học sẽ ngắn nhất nếu tách sóng
quang được đặt ở phía bên lối vào x-ray của phosphor. Nó thường là thực tế hơn, tuy nhiên, để ghi lại các photon mà
xuất cảnh trên mặt đối diện của màn hình phosphor, tức là những người đã có một cơ hội lớn hơn để lây lan. Ngoài
ra, nếu một lớp phosphor được làm dày hơn để cải thiện hiệu suất lượng tử, sự lây lan trở nên trầm trọng hơn. Điều

này đặt ra một thỏa hiệp cơ bản giữa độ phân giải không gian và η . Các phương pháp để thu thập các khí thải từ
phía lối vào của phosphor


Hình 8. Ảnh hưởng của mất mát huỳnh quang vào sự phân bố của g 1 cho monoenergetic x-quang. Giá trị của g tương ứng để
chuyển đổi của x-quang tại K năng lượng hấp thụ cạnh được thể hiện trên trục hoành. ( Một ) Đối với x-quang năng lượng dưới
cạnh, có một phân phối duy nhất của số lượng tử ánh sáng về giá trị trung bình, g ¯ 1 trong khi đối với các năng lượng trên các
cạnh hấp thụ ( b ) có một phân phối hai mốt, nơi đỉnh cao tương ứng với tổng số hấp thụ của vụ việc x-ray, trong khi đỉnh thấp
hơn tương ứng để chuyển đổi năng lượng của vụ việc x-ray trừ đi năng lượng của đèn huỳnh quang tia x mà đã thốt khỏi
phosphor.

Hình 9. Phosphor độ dày, độ sâu của sự tương tác x-ray và đường lây lan chức năng: ( một ) màn hình mỏng, ( b ) tăng dịng
chức năng lây lan cho một màn hình dày hơn. Trong cả hai trường hợp, độ phân giải không gian sẽ được cải thiện nếu nó đã có
thể đo tín hiệu từ các mặt của máy phát hiện trên đó x-quang là sự cố.

hoặc tới kênh photon quang ra khỏi phosphor mà không phân tán sẽ cải thiện đáng kể hiệu suất phosphor.
Màn hình phosphor thường được sản xuất bằng cách kết hợp 5-10 μ hạt phosphor m đường kính với một chất kết
dính bằng nhựa trong suốt (con số 7 ( một )). Các hạt phosphor rất được tán xạ hạt do chỉ số khúc xạ cao của phốt
pho so với các chất kết dính. Sự tán xạ cường độ đủ mạnh để gây ra các lớp được đục: tức là


Hình 10. Số lượng tử hoặc phí ở các giai đoạn khác nhau trong một hệ thống hình ảnh: Full cong, x-ray hạn chế; đường cong
bị hỏng, chuyển đổi và / hoặc khớp nối không đủ sản lượng một bồn rửa lượng tử thứ cấp.

tuyên truyền của các photon có thể được coi là khuếch tán. Điều này dẫn đến một giới hạn cho bên phát tán của ánh
sáng đến thứ tự của độ dày của lớp. hiệu ứng quang học khác cũng có thể được sử dụng để kiểm sốt các thuộc tính
hình ảnh của màn hình ví dụ, cho một sự ủng hộ phản quang giúp tăng lượng ánh sáng thốt ra phía đối diện của
màn hình, nhưng với chi phí gia tăng lây lan bên, và do đó làm giảm độ phân giải. Thơng thường, nếu khơng có sự
ủng hộ, ít hơn một nửa số lượng tử ánh sáng tạo ra thoát khỏi phosphor trên mặt đối diện với bộ tách sóng quang và
có tiềm năng sẵn có để được ghi lại. Ánh sáng hấp thụ thuốc nhuộm cũng có thể được thêm vào màn hình để nâng

cao độ phân giải, nhưng kết quả này trong một mất tín hiệu.Những kỹ thuật quang học ảnh hưởng đến độ nhạy, độ
phân giải không gian và (thông qua ảnh hưởng của họ trên các yếu tố Swank (Drangova và Rowlands 1986)) các
thuộc tính tiếng ồn của máy dị.
Nó cũng cần lưu ý rằng các yếu tố bao bì của hạt phosphor trong màn hình có thể được các thứ tự của 50% theo
thể tích. Khi tính tốn của η được thực hiện, việc giảm hệ số suy giảm hiệu quả do các chất kết dính phải được xem
xét.
Hình 10 minh họa sự truyền tín hiệu thơng qua các giai đoạn chuyển đổi năng lượng khác nhau của một hệ thống
hình ảnh. Trong sơ đồ, N 0 lượng tử là sự cố trên một khu vực cụ thể của bề mặt máy phát hiện (giai đoạn 0). Một
phần nhỏ trong số này, được đưa ra bởi hiệu quả phát hiện lượng tử, η , tương tác với các máy dò (giai đoạn
I). Trong một hệ thống hình ảnh hồn hảoη sẽ bằng 1,0. Số lượng trung bình, N 1 , các lượng tử Tương tác đại diện
cho 'chìm lượng tử chính' của máy dị. Sự biến động về N 1 là σ N 1 = (N 1 ) 1 / 2 . Điều này xác định SNR của hệ thống
hình ảnh đó tăng lên khi các căn bậc hai của số lượng tử tương tác với máy dò.
Bất kể giá trị của η , SNR tối đa của hệ thống hình ảnh sẽ xuất hiện vào thời điểm này và nếu SNR của hệ thống
hình ảnh về cơ bản xác định có, hệ thống được cho là x-quang lượng tử giới hạn trong hoạt động của nó. Tuy nhiên,
các SNR sẽ, nói chung, trở nên giảm thơng qua các tín hiệu thơng qua hệ thống hình ảnh vì thua lỗ và có thêm
nguồn biến động.
Để tránh thiệt hại có thể xảy ra ở các giai đoạn tiếp theo, điều quan trọng là phát hiện là


Hình 11. Ảnh hưởng của hiệu quả khớp nối quang trên DQE (f) của một phosphor sợi dò quang CCD. C D là số electron tạo ra
trong CCD mỗi x-ray tương tác trong phosphor. (Từ Maidmont và Yaffe 1994.)

cung cấp được lượng tử đầy đủ, g 1 trực tiếp sau sự tương tác x-ray đầu tiên. Các giai đoạn II và III minh họa cho
quá trình sáng tạo của nhiều photon ánh sáng từ một đơn tương tác x-ray (thường được gọi là tăng chuyển đổi) và
thoát ra khỏi các lượng tử từ phosphor với xác suất trung bình g 2 . Ở đây, sự hấp thụ ánh sáng, tán xạ và phản ánh
quá trình rất quan trọng.
Thiệt hại hơn nữa xảy ra ở các khớp nối của ánh sáng để các bộ tách sóng quang mà chuyển đổi ánh sáng để sạc
điện tử (giai đoạn IV) và độ nhạy quang phổ và hiệu suất lượng tử quang học của bộ tách sóng quang (giai đoạn
V). Nếu đạt được chuyển đổi của phosphor không đủ cao để vượt qua những tổn thất và số lượng tử ánh sáng hoặc
phí điện tử ở giai đoạn tiếp theo giảm xuống dưới đó ở bồn lượng tử chính, sau đó là một 'chìm lượng tử thứ cấp

"được hình thành. Trong trường hợp này sự biến động thống kê của ánh sáng hoặc phí vào thời điểm này trở nên
thêm một nguồn tiếng ồn quan trọng. Ngay cả khi một bồn rửa thứ thực tế không tồn tại một giá trị thấp của ánh
sáng hoặc phí sẽ làm tăng tiếng ồn. Điều này trở nên đặc biệt quan trọng khi phân tích khơng gian-tần số phụ thuộc
của SNR được thực hiện và, như đã thảo luận trước đó, tác dụng của nó là để làm giảm hiệu quả lượng tử thám tử
với sự gia tăng tần số khơng gian. Hình 11 cho thấy ảnh hưởng của hiệu quả ly quang của ánh sáng từ một phosphor
để một bộ tách sóng quang trên DQE (f) cho một hệ thống quang học kết hợp (Maidment và Yaffe 1994).
Như minh họa trong hình 12, có một số phương pháp tiếp cận để ghép một phosphor để một bộ tách sóng
quang. Có thể đơn giản liên quan đến việc sử dụng một ống kính và / hoặc gương hệ thống (hình 12 ( một )) để thu
thập ánh sáng phát ra từ bề mặt của vật liệu lân quang và vài nó hoặc là một máy quay video thơng thường (xem
hình 18) hoặc một CCD Máy ảnh.Các hoạt động của các máy ảnh được thảo luận ngắn gọn sau này trong bài viết
này.
Bởi vì kích thước của bộ tách sóng quang có sẵn như CCD được giới hạn từ những cân nhắc sản xuất đến một
kích thước tối đa chỉ 2-5 cm, nó thường là cần thiết để demagnify


Hình 12. Các phương pháp để một cặp vợ chồng phosphor để một bộ tách sóng quang: ( một ) ống kính, ( b ) cáp quang, ( c )
khớp nối trực tiếp đến một photocathode có phát thải được thu thập tĩnh điện.

hình ảnh từ phosphor để cho phép phủ sóng của các kích thước trường bắt buộc trong các bệnh nhân (Karellas et
al 1992). Hiệu quả của ống kính khớp nối được xác định chủ yếu bởi các góc độ rắn subtended bằng quang học thu
thập. Đối với một hệ thống ống kính duy nhất, hiệu quả khớp nối được cho bởi (Miller 1971, Maidment và Yaffe
1996)
(số 8)
nơi τ là yếu tố truyền dẫn quang cho ống kính, F là ' f -số' của ống kính (tỉ lệ chiều dài tiêu cự để hạn chế đường kính
khẩu độ của nó) và m là yếu tố demagnification từ phosphor để các bộ tách sóng quang. Đối với một ống kính
với F = 1 . 2, τ = 0 . 8 và m = 10, ξ sẽ là 0,1%. Bởi vì hiệu quả thấp này, các SNR của hệ thống sử dụng ống kính
ghép thường bị hạn chế bởi một bồn rửa lượng tử thứ cấp, đặc biệt là trong các ứng dụng như chụp ảnh cổng xạ trị
nơi các yếu tố demagnification lớn (Munro et al 1990). Mặt khác, ống kính được sử dụng thành cơng để ghép trong
các tình huống nơi m là nhỏ và g 1 là lớn (Roehrig et al 1994).
Nó cũng có thể sử dụng sợi quang học để thực hiện việc khớp nối. Đây có thể là trong các hình thức của bó sợi

quang (hình 12 ( b )), nơi sợi quang có đường kính liên tục kết hợp để tạo thành một hướng dẫn ánh sáng. Các sợi
tạo thành một mảng có trật tự để có một one-to-một trong những thư


Hình 13. So sánh hiệu quả của các khớp nối ống kính và sợi quang giữa một phosphor và CCD. Các e số của ống kính là
1,2. (Thay đổi từ Hejazi và Trauernicht 1996.)

giữa các yếu tố của hình ảnh quang học tại lối ra của phosphor và ở lối vào các bộ tách sóng quang. Để thực hiện các
demagnification yêu cầu, các bó sợi quang có thể được giảm dần bằng cách vẽ nó dưới nhiệt. Trong khi tạo điều
kiện cho việc xây dựng một máy dò để trang trải các giải phẫu cần thiết trong các bệnh nhân, demagnification bởi
tapering cũng làm giảm hiệu quả khớp nối bằng cách hạn chế các góc độ chấp nhận tại đầu vào sợi quang. Một biểu
hiện đơn giản hóa cho hiệu quả khớp nối của một côn sợi quang là
(9)

nơi α là phần của bề mặt lối đó bao gồm kính lõi của sợi quang, τ (θ) là yếu tố truyền dẫn cho kính lõi, NA là khẩu
độ số của sợi untapered và m là yếu tố demagnification do giảm dần . Ví dụ, một cơn với 10 lần demagnification
( m = 10), với α = 0 . 8, τ = 0 . 9 và NA = 1 . 0, có hiệu suất 0,7%, cao hơn so với một ống kính với khoảng bảy
lần F = 1 . 2 với các yếu tố demagnification cùng và cao hơn so với một ống kính với khoảng 2,5 lần F = 0 . 7. Cần
lưu ý rằng trong cả hai ống kính và sợi quang học, hiệu quả truyền tải phụ thuộc vào góc tới, θ của ánh sáng và, do
đó, một phân tích đầy đủ bao gồm một tích phân của phân phối góc của khí thải của phosphor trên θ . Một so sánh
về hiệu quả của ống kính so với khớp nối sợi quang được thể hiện trong hình 13 (Hejazi và Trauernicht 1996).
Hệ thống của cả hai mẫu thiết kế được sử dụng trong máy ảnh với một lĩnh vực nhỏ của xem cho chụp nhũ ảnh
kỹ thuật số, cho cả hướng dẫn sinh thiết kim và cho nội địa hóa của các thương tổn đáng ngờ. Trong các ứng dụng
như vậy, demagnification thấp hơn nhiều, thường là hai lần, được sử dụng, dẫn đến hiệu quả khớp nối chấp nhận
được. Bằng cách tiếp giáp một số hệ thống camera để tạo thành một ma trận lớn hơn, một vú kỹ thuật số hệ thống
hình ảnh tồn trường có thể được xây dựng (Feig và Yaffe 1995), trong khi vẫn duy trì một giá trị thấp của mvà do
đó là một giá trị thích hợp của g 1 để tránh một lượng tử thứ cấp bồn rửa.
Fibre bó quang có thể biến dạng hình học mà phải được giảm thiểu. Để duy trì độ phân giải cao, nhiễu xuyên âm
của tín hiệu giữa các sợi phải được kiểm sốt và điều này được thực hiện, một phần là do việc sử dụng các chất hấp
thụ ngoại thành (EMA), tức là một quang có độ suy giảm

Hình 14. Phosphor-quang CCD dị lắp ráp cho chụp nhũ ảnh kỹ thuật số khe quét. Kích thước đầu vào Detector là 24 cm x
3 . 2 mm.

chất liệu kết hợp giữa sợi riêng lẻ trong gói để hấp thụ ánh sáng thoát ra từ các sợi hoặc trực tiếp vào các vật liệu
tấm ốp sợi trên bề mặt lối vào của gói.

5.

Thâu lại quét chùm tia
Một cách để khắc phục các kích thước và chi phí hạn chế của sẵn tách sóng quang độ phân giải cao trong sản xuất
một lĩnh vực hình ảnh lớn là tạo ra một thụ hình ảnh mà bản chất là một chiều và mua lại các khía cạnh thứ hai của
hình ảnh bằng cách quét tia X-quang và phát hiện qua bệnh nhân. Về nguyên tắc này có thể được thực hiện bằng
cách sử dụng một máy dò đường duy nhất và một chùm tia khe rất cao chuẩn trực của x-quang. Điều này là cực kỳ
khơng hiệu quả vì việc sử dụng kém cỏi của các đầu ra của ống x-ray. Hầu hết các x-quang sẽ được gỡ bỏ bằng ống
chuẩn trực và quét toàn sẽ áp đặt một tải nhiệt lớn trên ống. Nó có thể cải thiện hiệu quả của hệ thống như vậy rất
nhiều bằng cách sử dụng một multiline hoặc dò 'khe'. Ở đây, các tia X-ray sẽ mở rộng trên các lĩnh vực hình ảnh đầy
đủ trong một chiều nhưng sẽ bị thu hẹp (ví dụ 3-15 mm) trong khác. Trong nhóm của chúng tơi, chúng tơi đã sử
dụng một thiết kế như vậy để xây dựng một hệ thống chụp nhũ ảnh kỹ thuật số (Nishikawa et al 1987, Yaffe
1993). Điều này bao gồm một dải vật chất phosphor với kích thước 3 . 2 mm × 240 mm. Đây là cùng với ba nến sợi
quang được abutted với khớp mũ ở bề mặt đầu vào của họ như thể hiện trong hình 14. Tỷ lệ côn của họ 1,58: 1 cung
cấp demagnification với hiệu quả thu ánh sáng có thể chấp nhận cho ứng dụng này trong khi cung cấp một không
gian giữa các nến tại đầu ra cho phù hợp với vùng không hoạt động bên ngoài của ba mảng CCD, được ngoại quan
trực tiếp trên nến. Mua lại diễn ra chậm trễ trong khi tích hợp chế độ (TDI) thời gian trong đó chùm tia x-quang
được kích hoạt liên tục trong các hình ảnh quét và phí thu được trên điểm ảnh của


Hình 15. Kinestatic ion hóa khí máy dị hình ảnh sử dụng các nguyên tắc TDI.

CCD được chuyển xuống cột CCD với tốc độ tương đương nhưng theo hướng ngược lại như chuyển động của chùm
tia X-quang và lắp ráp máy phát hiện trên ngực. Các gói phí thu được còn lại về cơ bản văn phòng phẩm đối với một
con đường chiếu cho các x-quang thông qua vú và phí được tích hợp trong cột CCD để tạo thành các tín hiệu thu
được. Khi các gói cước đã đạt các yếu tố cuối cùng của CCD, nó được đọc ra trên một đăng ký chuyển nhượng và số
hóa. Các mảng CCD có thể được làm lạnh sử dụng các thiết bị nhiệt điện để làm giảm tiếng ồn và tăng phạm vi năng
động của các thụ thể ảnh khi cần thiết.
Khác (không phosphor) cách tiếp cận TDI, gọi là 'hình ảnh kinestatic' đã được chứng minh bởi DiBianca và
Barker (1985) và Wagenaar và Terwilliger (1995), nơi các máy dò hình ảnh là một buồng ion hóa khí trong đó các
tín hiệu phí được thu thập bởi một lớn số dải điện tuyến tính mà chạy song song với hướng truyền của chùm tia x
(hình 15). Điều này cung cấp nội địa hóa khơng gian một chiều. Bằng cách kiểm sốt cẩn thận vận tốc trơi dạt của
các ion đối với các nhà sưu tập trong một điện trường và đồng bộ hóa này với sự chuyển động của các hội đồng phát
hiện ở chiều ngược lại, một việc mua lại TDI có thể được thực hiện. Giá trị của η cho máy dò này được xác định bởi
các loại khí được sử dụng, áp lực của nó, độ dày của máy dò theo hướng đi x-ray và sự suy giảm cửa sổ. Độ phân
giải không gian được xác định bởi sự đồng nhất của các ion tốc độ trôi, khuếch tán ion và khoảng cách giữa các điện
cực thu.


Hình 16. representaion đồ của một hệ thống chụp X quang kỹ thuật số phosphor photostimulable.

6.

phosphor Photostimulable
Máy dị thành cơng nhất cho chụp X quang kỹ thuật số cho đến nay đã được phốt pho photostimulable, còn được gọi
là chất lân quang lưu trữ. Những chất lân quang là phổ biến trong các gia đình fluorohalide bari, thường BaFBr:
Eu 2+ , nơi các mức năng lượng nguyên tử của activator europium xác định các đặc điểm của phát xạ ánh sáng. Cơ
chế hấp thụ tia X giống hệt của phosphor thơng thường. Chúng khác nhau trong đó các tín hiệu quang học hữu ích
khơng bắt nguồn từ ánh sáng được phát ra trong phản ứng kịp thời với bức xạ tới, mà là từ khí thải sau khi các
electron và lỗ trống được phát hành từ bẫy trong vật liệu (Takahashi et al 1984, von Seggern et al 1988). Sự tương
tác x-ray đầu tiên với các tinh thể phosphor gây ra các electron được kích thích (hình 6 ( c )). Một số trong những
tạo ra ánh sáng trong phosphor theo cách thơng thường, nhưng phosphor được cố tình thiết kế để chứa bẫy trong đó

lưu trữ những chi phí.Bằng cách kích thích các tinh thể bằng chiếu xạ với ánh sáng màu đỏ, các electron được giải
phóng khỏi những cái bẫy và nâng lên vùng dẫn của tinh thể, sau đó kích hoạt sự phát xạ của bước sóng ngắn hơn
(màu xanh) ánh sáng. Quá trình này được gọi là hiện tượng phát quang photostimulated. Phân tích ban đầu của các
hệ thống này đã được cung cấp bởi Hillen et al(1987) và so sánh với các hệ thống màn hình-phim được thực hiện
bởi Sanada et al (1991). Đánh giá gần đây của hình ảnh phosphor photostimulable đã được trình bày bởi Kato
(1994) và Bogucki et al (1995).
Trong ứng dụng chụp X quang kỹ thuật số, các tấm ảnh được đặt trong một băng kín mít hoặc bao vây, tiếp xúc
và sau đó đọc bởi raster quét các tấm với một laser để phát hành phát quang (hình 16). Ánh sáng phát ra được thu
thập và phát hiện với một ống nhân quang có tín hiệu đầu ra là số hóa để tạo thành hình ảnh.
Các mức năng lượng trong tinh thể là rất quan trọng để hoạt động hiệu quả của detector (hình 6 ( c )). Sự khác
biệt về năng lượng giữa các bẫy và vùng dẫn E T phải đủ nhỏ để kích thích bằng ánh sáng laser là có thể, nhưng đủ
lớn để ngăn chặn phát nhiệt ngẫu nhiên của electron khỏi cái bẫy. Cuối cùng, năng lượng học nên cung cấp cho một
bước sóng của ánh sáng phát ra có thể được phát hiện một cách hiệu quả bởi một nhân quang và tách bước sóng
thích đáng giữa các kích thích và phát ra lượng tử ánh sáng để tránh làm ơ nhiễm tín hiệu đo. Các electron được giải
phóng trong q trình chiếu xạ hoặc tạo ra ánh sáng kịp thời hoặc được lưu trữ trong các bẫy. Bởi vì ánh sáng 'nhắc
nhở' khơng phải là quan tâm trong ứng dụng này, hiệu quả của các chức năng lưu trữ có thể được cải thiện bằng cách
tăng khả năng bẫy electron. Mặt khác, khi các electron được giải phóng bởi ánh sáng kích thích trong quá trình đọc


số liệu, xác suất của con người họ retrapped thay ánh sáng sản xuất, sau đó sẽ cao hơn, do đó hiệu quả của readout
sẽ được giảm. Sự cân bằng tối ưu xảy ra nơi các xác suất của một electron vui mừng được retrapped hoặc kích thích
huỳnh quang đều bình đẳng. Điều này làm cho hiệu suất chuyển đổi để được giảm đi bốn lần so với phosphor cùng
mà khơng có bẫy, tức là một yếu tố của hai từ ánh sáng nhanh chóng phát ra trong q trình tiếp xúc với x-ray và
một yếu tố của hai từ retrapping khơng mong muốn của các electron trong readout .
Ngồi ra, các đặc điểm phân rã của các khí thải phải có đủ nhanh như vậy mà hình ảnh có thể được đọc trong
một thời gian thuận tiện ngắn trong khi chụp một phần nhỏ chấp nhận được của năng lượng phát ra. Trong thực tế,
tùy thuộc vào cường độ laser, các readout của một tấm phosphor stimulable mang lại chỉ là một phần của tín hiệu
được lưu trữ. Đây là một bất lợi đối với sự nhạy cảm và tiếng ồn readout với, nhưng nó có thể hữu ích bằng cách cho
phép các tấm được 'trước đọc', tức là đọc ra với chỉ một phần nhỏ của tín hiệu được lưu trữ, cho phép tự động tối ưu
hóa độ nhạy của các mạch điện tử cho các readout chính.

1.

Mạnh và hạn chế của phosphor stimulable
Các phosphor photostimulable là một phát hiện tuyệt vời cho chụp X quang kỹ thuật số trong đó, khi đặt trong một
cassette, nó có thể được sử dụng với các máy x-ray thông thường. tấm có diện tích lớn tiện lợi sản xuất, và vì định
dạng này, hình ảnh có thể được mua lại một cách nhanh chóng. Các tấm được tái sử dụng, có phản ứng tuyến tính
trên một phạm vi rộng của các cường độ x-ray, và được xố hồn tồn đơn giản bằng cách tiếp xúc với một nguồn
ánh sáng kích thích đồng bộ để phát hành bất kỳ bẫy cịn sót lại.
Một hạn chế của loại hình này phát hiện là bởi vì những cái bẫy được đặt trong suốt chiều sâu của vật liệu lân
quang, tia laser cung cấp ánh sáng kích thích phải thâm nhập vào phosphor.Tán xạ của ánh sáng trong phosphor gây
phát hành bẫy trên một diện tích lớn hơn của hình ảnh hơn so với kích thước của chùm tia laser. Điều này dẫn đến
việc mất độ phân giải không gian, mà là trầm trọng hơn nếu các tấm được làm dày hơn để tăng η . Một giải pháp lý
tưởng cho vấn đề này sẽ là một phosphor đó là khơng tán xạ cho ánh sáng kích thích và cả hai khơng tán xạ và
khơng hấp thụ cho ánh sáng phát ra. Hạn chế cũng phát sinh chủ yếu từ giai đoạn readout. Đây là một cách máy móc
phức tạp, và bộ sưu tập có hiệu quả của ánh sáng phát ra đòi hỏi sự chú ý tuyệt vời để thiết kế. Điều này có thể dẫn
đến một bồn rửa lượng tử thứ cấp, đặc biệt là ở tần số không gian cao, gây giảm DQE (f) .
Trong thực tế, hệ thống phosphor stimulable được sử dụng rộng rãi cho cả hai trường hợp khẩn cấp và giường
chụp X quang, nơi nhạy readout biến cho phép bồi thường cho dưới và tiếp xúc quá nhiều vấn đề thường gặp bằng
chụp X quang màn hình-phim vì nó thường khơng thể sử dụng kiểm sốt phơi sáng tự động trong các ứng
dụng . Đồng thời, công nghệ này đã được thực hiện ở cả dạng cassette cầm tay được thực hiện giữa các đơn vị x-ray
(s) và đầu đọc trung ương và cũng trong thiết bị chuyên dụng kết hợp các tấm, người đọc và một nguồn ánh sáng tẩy
xoá.


Hình 17. Hình ảnh khuếch dựa trên hệ thống chụp X quang kỹ thuật số.

7.

máy dị hình ảnh khuếch dựa

Hình ảnh tăng cường huỳnh quang hiện nay là thủ tục x-ray liều hiệu quả duy nhất cho phép thời gian thực trực quan
và tương tác. Kết quả là hình ảnh thời gian thực thường được hiển thị bằng cách sử dụng hệ thống video (CCD
thông thường hoặc) quang học cùng với các hình ảnh bị khuếch x-ray. X quang hoặc các trình tự của X quang thu
được trong quá trình làm thủ tục huỳnh quang bằng cách ghi lại sản lượng XRII bằng phương tiện của một nhỏ định
dạng (photofluorographic) hoặc máy ảnh cine that' nhận hình ảnh khuếch qua một tách quang. Gần đây hơn, chụp X
quang ngay lập tức và cine ngay lập tức đã được thực hiện bằng việc số hóa các signal.' Video
Một hình ảnh khuếch (XRII) Hệ thống chụp X quang kỹ thuật số được thể hiện bằng sơ đồ trong hình 17. Điều
này tương tự như những chuỗi hình ảnh được sử dụng trong chiếu tia, với ngoại lệ mà các máy quay video có khả
năng tích hợp các tín hiệu, do đó tạo điều kiện cho việc số hóa các hình ảnh quang học từ XRII. Các XRII (DeGroot
1994) hấp thụ hình ảnh x-ray cố, khuếch đại nó trong một cách thức và kết quả đầu ra nó như là một hình ảnh quang
học mà sau đó được phân phối bởi ống kính máy quay video (Rowlands 1994) về cơ bản không nhiễu.
X-quang được chuyển đổi thành ánh sáng trong màn hình phosphor đầu vào lớn thường là 12,5 cm đến 40 cm
đường kính. Huỳnh quang chiếu sáng một photocathode bốc hơi trực tiếp trên phosphor và giải phóng các
electron. Các electron được gia tốc qua một chênh lệch lớn (thường là 25 kV) và tĩnh điện tập trung bởi các điện cực
vào một nhỏ (2,5 cm đường kính) sản lượng phosphor.
Cửa sổ đầu vào là cần thiết để bảo vệ chân trong khuếch. Nó cần phải được minh bạch để x-quang càng tốt để
tránh mất mát của các lượng tử tạo ảnh và để giảm thiểu tán xạ trong cửa sổ mà gây thiệt hại tương phản do sự che
chói . Ban đầu cửa sổ đầu vào được làm bằng thủy tinh nhưng bây giờ họ nói chung là kim loại lồi nhôm hoặc titan
lõm.
Chức năng của phosphor đầu vào là để cung cấp một giá trị cao của η và g 1 và để truyền tải ánh sáng trong sắc
nét hình ảnh càng tốt để các photocathode. CSI (Na) được sử dụng phổ cho mục đích này (DeGroot 1994). Thơng
thường, độ dày của 300-400 μ m được tuyển dụng. Tương đối cao hiệu quả số nguyên tử và đóng gói cao mật độ dẫn
đến hiệu quả phát hiện lượng tử tốt trong phạm vi năng lượng chẩn đoán. Tuy nhiên, lợi thế duy nhất của CSI là nó
có thể được bốc hơi trong một cách mà nó hoạt động như một hướng dẫn ánh sáng sợi quang. Trong con số 3 và 4,
chúng tôi so sánh η cho CSI với màn hình được làm bằng chất lân quang khác nhau và để dị quang dẫn (xem thêm
Vosburg et al 1977).
Mục đích của photocathode là để chuyển đổi các photon ánh sáng để electron hiệu quả. Hiệu quả lớn nhất thu
được khi độ nhạy quang phổ của photocathode là phù hợp với phổ phosphor. Các photocathode là cực kỳ nhạy cảm
với ô nhiễm vì vậy nó phải được thực hiện tại chỗ , trong XRII nếu khơng hồn tất sau khi chân không rất cao đã
được thành lập. Các chân không phải được duy trì liên tục sau đó.

Một yếu tố quan trọng trong việc đạt được các lợi ích trong một XRII là năng lượng 25 keV mỗi electron phát
hành từ photocathode nhận được từ trường tĩnh điện trước khi đánh phosphor đầu ra. Gain cũng đạt được bằng cách
demagnification hình ảnh điện tử. Các yếu tố demagnification của bất kỳ XRII có thể được thay đổi bằng cách thay
đổi thích hợp trong những tiềm năng tương đối áp dụng cho mỗi điện cực. Việc đạt được có thể được giảm xuống,
mà khơng thay đổi kích thước trường, bằng cách làm giảm tất cả các điện áp áp dụng trong các tỷ lệ tương tự.
Chức năng của phosphor đầu ra là để chuyển đổi các hình ảnh sự cố điện tử đến một hình ảnh ánh sáng nhìn
thấy. Nó nên làm điều này với hiệu quả cao nhất có thể, và với ít nhất là làm mờ. Bề mặt bên trong của lớp phosphor
là bọc bởi một mỏng, mờ đục, lớp nhơm giúp để duy trì điều kiện hoạt động điện ổn định và ngăn chặn ánh sáng từ
phosphor sản lượng chiếu sáng lớp photocathode trên phosphor đầu vào. Một vấn đề lớn phát sinh trong phosphor
đầu ra được sự che chói qua quầng sáng trên tấm ảnh, nơi ánh sáng dự định sẽ được phát ra vào ống kính hình ảnh
thay vì bị kẹt trong các chất nền thủy tinh của phosphor và có thể nhập lại lớp phosphor.
Có lợi thế lớn vốn có trong các thiết kế của XRII mà giúp đỡ để làm cho hoạt động của hệ thống hình ảnh XRII
dựa trên x-quang lượng tử giới hạn. Đầu tiên, các khớp nối thân mật của phosphor và photocathode cung cấp hiệu
quả thu cao hơn nhiều ánh sáng hơn với ống kính hoặc quang phương pháp. Thứ hai, như thể hiện trong hình 12
( c ), các bộ sưu tập và tập trung của các điện tử phát ra từ trường tĩnh điện cũng rất hiệu quả và hai yếu tố này lớn


hơn bất kỳ kém hiệu quả của photocathode. Thứ ba, sự tăng tốc của các electron trong ống cung cấp một tăng cao
hơn bù đắp cho những tổn thất tiếp theo trong hệ thống hình ảnh. Cuối cùng, demagnification của hình ảnh trong
ống cho phép ống kính khớp nối hiệu quả cho giai đoạn tiếp theo, thường là một máy quay video.

1.

Máy quay video
Các máy quay video được quang học cùng với các đầu ra của XRII. Các đặc tính của máy quay video được chi phối
bởi các đặc điểm của bộ cảm biến quang học được lựa chọn. Ví dụ, Vidicon sử dụng trong nhiều máy quay video
fluorososcopic dụng một nhạy cảm ánh sáng đích thực của mật độ thấp antimon Trisulfua
(Sb 2 S 3 ). Photoconductors khác có đặc tính khác nhau cũng có sẵn. Các Plumbicon sử dụng một mục tiêu PbO,
trong khi mục tiêu của Saticon gồm selen vơ định hình. Những máy ảnh đã giảm lag so với Vidicon, làm cho chúng
phù hợp hơn cho các ứng dụng đáp ứng thời tốt là quan trọng như chụp mạch kỹ thuật số. Một đánh giá toàn diện về

thiết kế ống máy quay video và sự xuất hiện của các Vidicon như các loại chi phối được cung cấp bởi McGee
(1979). Tất cả các bộ cảm biến hình phụ trách cửa hàng hiện đại đại diện cho hình ảnh tại mỗi điểm ảnh liên tục và
trong khu vực hoạt động toàn bộ cùng một lúc (tức là các điểm ảnh cảm nhận ánh sáng song song). Phát hiện song
song là cần thiết cho một máy ảnh nhạy cảm, nhưng một hệ thống thực tế thường được đọc theo hình thức nối tiếp
pixel.
Hình 18 mơ tả các cơ sở hoạt động của máy ảnh ống Vidicon. Vidicons là

Hình 18. Nguyên tắc hoạt động của ống camera Vidicon.

thiết bị ống chân khơng trong đó một chùm tia điện tử quét các mục tiêu và tiếp tục phục hồi bề mặt tự do với tiềm
năng của cathode của súng điện tử, thông thường được coi là mặt đất (Thompsett 1979). Phía chiếu sáng của mục
tiêu được duy trì ở một tiềm năng V một thông qua một điện cực trong suốt. Do đó V một xuất hiện trên lớp mục tiêu,
tạo ra điện trường, E . Mục tiêu là quang, tức là một chất cách điện tuyệt vời trong bóng tối, nhưng dễ dàng cho
phép sự di chuyển của các hạt mang điện (electron và lỗ trống) được giải phóng bởi các hành động của ánh
sáng. Điện trường, E , trong quang dẫn gây electron trôi dạt vào điện cực trong suốt trong khi lỗ được rút ra để bề
mặt tự do. Vì vậy, một hình thức hình ảnh điện tích dương tiềm ẩn trên bề mặt tự của các mục tiêu được chiếu sáng.
Readout của hình ảnh tiềm ẩn được thực hiện bởi các chùm tia điện tử quét. Trong thời gian các tia ngự trên một
điểm ảnh riêng, một khoản phí tương đương với phí hình ảnh tiềm ẩn tại pixel chảy từ chùm với mục tiêu khôi phục
lại các mục tiêu mặt đất tiềm năng. Một preamplifier kết nối với mục tiêu hình thành các tín hiệu video từ hiện tại
này. Các mơ hình qt phải được đánh giá cao thống nhất để tránh sự biến dạng hình học và méo tín hiệu (bóng).
tiếng ồn X-ray được tạo ra trong XRII và chuyển bằng mắt cảm biến ( ) Được sửa đổi bởi các MTF của ống
XRII, quang khớp nối và các cảm biến video. Tuy nhiên, có các nguồn khác của tiếng ồn tạo ra hơn nữa dọc theo


chuỗi hình ảnh và như vậy là độc lập với các chức năng chuyển giao. Trong máy ảnh Vidicon thiết kế tốt, tiếng ồn
đáng kể duy nhất của loại hình này là khuếch đại tiếng ồn, ( σ A 2 ) hầu hết trong số đó phát sinh trong giai đoạn đầu
tiên của preamplifier. Các quang phổ của tiếng ồn khuếch đại là 'tam giác' hoặc đạt đỉnh ở tần số khơng gian cao hơn
và do đó tiếng ồn x-ray là chiếm ưu thế ở tần số thấp và tiếng ồn khuếch đại ở tần số cao. Mức độĐối với σ A 2 bị ảnh
hưởng bởi các thiết lập khẩu độ quang học của máy ảnh video.Tiếng ồn trong một Vidicon phát sinh trong
preamplifier, khơng ống chính nó. Có một đóng góp thụ động từ điện dung xuống đất của mục tiêu nhưng điều này

phụ thuộc hoàn toàn vào việc thiết kế ống và độc lập với loại quang dẫn. Arnold và Scheibe (1984) đã công bố kết
quả của một cuộc điều tra của tiếng ồn của hệ thống XRII với máy ảnh video cho các ứng dụng để chụp động mạch
trừ kỹ thuật số.
Máy ảnh huỳnh quang phải được sửa đổi để áp dụng cho chụp X quang kỹ thuật số. Đó là mong muốn rằng máy
ảnh có một phản ứng tuyến tính với ánh sáng tới, tức là γ = 1 . 0, nơi γ là độ dốc của đồ thị của hàm logarit của
video đầu ra so với logarit của cường độ ánh sáng. Hai nhược điểm của Sb 2 S 3 Vidicon cho các ứng dụng chụp X
quang kỹ thuật số là phi tuyến với cường độ ánh sáng ( γ ~ 0 . 7) cũng như một bóng tối quá lớn hiện
nay. Plumbicon và Saticon ống có phản ứng về cơ bản tuyến tính với cường độ ánh sáng và không đáng kể tối hiện
nay và vì thế, ưu tiên cho chụp X quang kỹ thuật số.
máy quay phim chụp X quang kỹ thuật số thường được vận hành ở xung tiến readout (PPR) chế độ (Baily
1980). Trong PPR, trước khi các xung tia X mục tiêu ống camera video được 'kỳ cọ' bằng cách quét liên tục. Khi bắt
đầu tiếp xúc x-ray, máy ảnh được 'blanked' (tức là quét chùm tia điện tử hiện nay được giảm xuống bằng không ở
phần cuối của các khung hình đầy đủ tiếp theo của chà xát) và sau đó tiếp xúc với x-quang xung được thực
hiện. Hình ảnh sau đó dần dần đọc ra các mục tiêu máy quay video bằng cách khôi phục chùm hiện vào đầu của
khung hình video và số hóa với một tốc độ và băng thơng tương thích với chất lượng hình ảnh cần thiết.
Độ nhạy của máy ảnh kỹ thuật số, và do đó lượng bức xạ sử dụng cho mỗi khung hình, có thể được kiểm sốt
bằng cách thay đổi hiệu quả của các khớp nối quang giữa khuếch và ống máy ảnh bởi việc điều chỉnh một cơ hoành
quang. Khai mạc hoành sẽ cho phép sử dụng làm giảm tiếp xúc với mỗi khung hình mà sẽ làm tăng tiếng ồn lượng
tử. Hệ thống PPR điển hình là 'liều hiệu quả trong phạm vi 10-100 μ R / khung (chế độ 25 cm) và 20-200 μ R /
khung (15 chế độ cm) (Rowlands et al 1989).
Bằng cách sử dụng một máy quay video ở chế độ PPR có thể chụp hình ảnh hiệu quả trên một phạm vi rộng của
thời gian phơi sáng x-ray. Các hệ thống video với 1024 × 1024 pixel, cùng với Bộ tăng đường kính đầu vào 15 hoặc
25 cm đã được chứng minh là có khả năng lâm sàng chất lượng hình ảnh tương đương với 100 mm
photofluorography (Hynes et al 1989). Sửa chữa kỹ thuật số của vignetting và đốm cấu trúc, cùng với các thuật tốn
nâng cao hình ảnh tự động, có thể cải thiện khả năng chấp nhận các hình ảnh kỹ thuật số PPR. Đối với chụp X
quang nói chung, lĩnh vực khuếch lớn hơn là cần thiết với sự gia tăng kích thước ma trận để duy trì độ phân giải.

8.

thiết bị tích điện kép (CCD)

CCD đã được thảo luận ở trên liên quan đến việc sử dụng nó như một thiết bị độ cho việc dò phosphorbased. Chi tiết
về hoạt động CCD được cung cấp ở đây. Các thiết bị tích điện kép được phát triển vào năm 1970 (Boyle và Smith
1970). Bởi vì kích thước nhỏ gọn của nó và đặc điểm phạm vi năng động, nó đã gần như thay thế các ống chân
không máy ảnh ở thương mại và nhà video và nó đã tìm thấy nhiều ứng dụng trong chụp ảnh kỹ thuật số. Điều này
phần lớn đã xảy ra do sự phát triển của kỹ thuật để sản xuất tinh thể silicon cực kỳ tinh khiết và hội nhập quy mô rất
lớn (VLSI).
CCD được đặc biệt rất thích hợp để chụp X quang kỹ thuật số vì khả năng của họ cao khơng gian phân giải, dải
động rộng và mức độ cao của tuyến tính với tín hiệu sự cố. Họ có thể được thực hiện nhạy cảm với ánh sáng hoặc
đến trực tiếp đầu vào điện tử. Một CCD là một mạch tích hợp được hình thành bằng cách gửi một loạt các điện cực,
được gọi là 'cửa' trên một chất nền bán dẫn để tạo thành một mảng kim loại oxit bán dẫn (MOS) tụ điện (hình
19). Bằng cách áp dụng điện áp đến cửa, các tài liệu dưới đây được sử dụng hết để tạo thành phụ trách lưu trữ
'giếng'. Những phụ trách cửa hàng tiêm vào CCD hoặc tạo ra trong chất bán dẫn bằng cách hấp thụ quang điện tử
của tính quang học. Nếu điện áp trên cổng liền kề được thay đổi một cách thích hợp, phí có thể được chuyển từ tốt


đến tốt dưới cửa, nhiều trong cách mà tàu sẽ di chuyển thơng qua một tập hợp các ổ khóa như các tiềm năng (chiều
cao nước) được điều chỉnh.
Trong CCD khu vực, một hệ thống chuyển khung '(con số 20 ( một )) được sử dụng để có được đọc ra nhanh
chóng. Phí ban đầu được tích lũy điểm ảnh 'phát hiện' và sau đó được chuyển tới một mảng của các điểm ảnh 'kho'
mà từ đó các tín hiệu có thể được đọc từng dịng. Ngồi ra, 'readout Interline' CCD (hình 20 ( b )) có một dịng lưu
trữ quang học được bảo vệ và chuyển giao

Hình 19. Cấu trúc của một mảng CCD, minh họa chuyển động của phí lưu trữ theo một hướng như các giếng tiềm năng được
điều chỉnh dưới sự kiểm soát của điện áp cổng điện cực.

điểm ảnh liền kề với mỗi cột của các yếu tố phát hiện. Tính tiền được nhanh chóng bốc dỡ vào cột lưu trữ, giải
phóng các yếu tố phát hiện để tích lũy tín hiệu mới, và chuyển xuống các yếu tố cột lưu trữ để đăng ký một đầu ra
chủ mà tuần tự nhận tín hiệu từ mỗi cột lưu trữ.
Các chế độ hoạt động được sử dụng để tạo ảnh nhỏ định dạng và khu vực có thể được kết hợp để XRIIs hoặc
phốt pho qua sợi quang hoặc ống kính. Mặc dù họ cung cấp readout nhanh chóng, các hệ thống này địi hỏi một khu

vực lưu trữ đó là xấp xỉ bằng diện tích tách sóng quang hoạt động. Trong trường hợp của các thiết bị nối chuyến, bởi
vì các khu vực lưu trữ là ngay lập tức tiếp giáp với cột dò, điều này có thể gây ra các yếu tố làm hiệu quả của
detector được giảm. định dạng diện tích CCD có sẵn trong các kích cỡ khác nhau từ 256 × 256 pixel hoặc ít hơn
2048 × 2048 hoặc nhiều hơn. Tuy nhiên, thời gian thực readout (30 khung hình / s) hiện đang bị hạn chế với các
thiết bị của 1000 × 1000 pixel hoặc ít hơn.
Đối với hệ thống quét, như đã thảo luận ở trên, nó thường là thực tế hơn để vận hành CCD trong thời gian chậm
trễ hội nhập (TDI) chế độ (hình 20 ( c )). Ở đây, một phần lưu trữ là không cần thiết như phí là đồng thời tích hợp và
chuyển xuống các cột dò CCD hướng đăng ký readout ngang. Đây là loại tích hợp tương tự là mong muốn vì nó là
tương đối ồn. Ngồi ra, bởi vì tất cả các yếu tố phát hiện trong một cột đóng góp cho mỗi pixel ảnh chụp theo cột đó,
các hình ảnh được sản xuất bởi TDI là tương đối không nhạy cảm với một vài điểm ảnh trong cột đó có thể bị nhạy
thấp bất thường hoặc cao.
Trong bất kỳ CCD, phí chuyển phong cách 'xơ lữ đồn' trên nhiều yếu tố lân cận. Đó là, do đó, quan trọng là
hiệu quả của mỗi lần chuyển nhượng là rất cao. Thiếu hiệu quả chuyển giao có thể gây ra thiệt hại nghiêm trọng về