Đầu dò tia X cho X quang số

ĐẦU DỊ X-QUANG SỐ
Đánh giá (REVIEW)
Đầu dị tia X cho X quang số
M J Yaffe and J A Rowlands
Chương trình nghiên cứu hình ảnh, Trung tâm khoa học y tế Sunnybrook, Đại học
Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5.
Đã nhận ngày 29 tháng 3 năm 1996, mẫu cuối cùng ngày 16 tháng 8 năm 1996.
Tóm tắt: X-Quang số cung cấp tiềm năng phát triển chất lượng hình ảnh cũng như
cung cấp cơ hội cho những tiến bộ trong quản lí hình ảnh y tế. Chất lượng hình ảnh
được gắn liền với sự rõ ràng và chính xác của thông tin thu được từ chùm tia X được
truyền qua bệnh nhân, nói cách khác đối với chất lượng của đầu dò tia X. Bộ thu cho
X quang số phải đáp ứng các nhu cầu của thủ tục các bức xạ đặc trưng nơi mà chúng
được sử dụng. Các thông số chính là độ phân giải khơng gian, tính đồng nhất của đáp
ứng, độ nhạy tương phản, phạm vi hoạt động, tốc độ thu và tỉ lệ khung hình. Những
nghiên cứu vật lí cơ bản xác định chất lượng của đầu dị tia X sẽ được xem lại. Một số
cơng nghệ đầu dị hiện tại và thực nghiệm có triển vọng, cái mà có thể phù hợp cho Xquang số sẽ được xem xét. Các thiết bị có thể được sử dụng trong các bộ thu khắp mọi
nơi và cũng những thiết bị đó thích hơp hơn cho hệ thống X quang quét sẽ được thảo
luận. Chúng bao gồm các cách tiếp cận khác nhau dựa trên chuyển đổi tia X huỳnh
quang. Nơi lượng tử ánh sáng được sản xuất như một giai đoạn trung gian, cũng như
chuyển đổi trực tiếp từ tia X thành điện tích với những nguyên liệu như kẽm cadmium
telluride, selen vơ định hình và tinh thể silicon.
1. Giới thiệu
Những lợi ích của việc thu được các hình ảnh X quang y tế ở dạng kĩ thuật số
nhanh chóng trở nên rõ ràng sau sự ra đời của chụp cắt lớp vi tính (CT) bởi
Hounsfield (1973). Những lợi ích này bao gồm độ chính xác cao của các thơng tin thu
được, tăng tính linh động của các đặc tính hiển thị và dễ dàng truyển tải hình ảnh từ
một vị trí khác trên các mạng thơng tin liên lạc.


Chụp cắt lớp vi tính là mộtt ứng dụng khá phức tạp của X quang số, và gần đây
hơn, các phương pháp tiếp cận kĩ thuật số đơn giản hơn, nhiều xu hướng kỹ thuật hình

ảnh như chụp mạch và chiếu chụp X quang thường quy cũng như siêu âm và hình ảnh
y học hạt nhân đã được phát triển. Một phần lý do cho niên đại này là CT đã ngay lập
tức được chấp nhận vì những lợi ích rõ ràng của chụp cắt lớp ngang và khả năng của
CT để hiển thị sự khác biệt tinh tế trong sự suy giảm mơ. Những mong muốn có ảnh
hưởng nhiều hơn cho độ phân giải không gian cao, cái mà khơng thể đạt được với các
đầu dị thơ sơ và khả năng tính tốn 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 dị tìm được cải thiện, cũng như tính tốn mạnh mẽ
hơn nhiều, màn hình kỹ thuật số có độ phân giải cao và các thiết bị đầu ra laser là cần
thiết trước khi X quang số có thể tiến xa hơn. Ban đầu, người ta nghĩ rằng chụp X
quang số sẽ phải phù hợp với các hạn chế đòi hỏi hiệu suất phân giải khơng gian của
hình ảnh dựa trên phim. Tuy nhiên, ảnh phim thường bị hạn chế bởi sự thiếu bề rộng
tiếp xúc do đặc tính cong của phim và bởi nhiễu kết hợp với chi tiết phim và việc sử
dụng kém hiệu quả của bức xạ tới. Kinh nghiệm hơn nữa đã gợi ý rằng một giá trị độ
phân giải giới hạn cao không quan trọng như khả năng cung cấp độ tương phản hình
ảnh tuyệt vời trên một bề rộng của sự phơi sáng tia X cho tất cả các tần số không gian
lên đến một độ phân giải giới hạn thấp hơn (Yaffe 1994). Một hệ thống X quang 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, truyền hình ảnh và khai thác thơng tin định lượng
hữu ích về y tế từ những hình ảnh.
Trong lịch sử, đã có một sự quan tâm mạnh trong việc phát triển hệ thống hình
ảnh kỹ thuật số cho chụp X quang ngực bởi vì trong những nhược điểm vốn có của hệ
thống màn hình phim trong việc cung cấp đầy đủ bề rộng và độ tương phản tốt trong
phổi và các vùng trung thất và mong muốn thực hiện các tính năng như xử lí hình ảnh,
chuẩn đốn hình ảnh và hệ thống lưu trữ và phục hồi kỹ thuật số (PACS). TESIC và
những người khác (1983) đã mô tả một hệ thống kỹ thuật số quét đơn dòng cho chụp
X quang ngực cái mà sử dụng một mảng 1024 đi-ốt quang điện ghép nối rời rạc cùng
với 1 gadolinium oxysulphide phosphor. Điều này đòi hỏi một thời gian quét là 4,5s và
cung cấp một độ phân giải không gian giới hạn là 1 chu kì / mm. Goodman và những
người khác (1988) và Fraser và những người khác (1989) đã xem xét những điểm

mạnh và điểm yếu của những phương pháp tiếp cận khác nhau để chụp X quang kỹ
thuật số ngực có thể dùng được tại thời điểm đó. Họ đã xác định tiềm năng cho chụp X
quang ngực kỹ thuật số trong khi chỉ ra những cải tiến đó sẽ cần thiết cho kỹ thuật này
để trở lên được chấp nhận bởi bác sĩ X quang.
Hệ thống kỹ thuật số cho chụp mạch xóa nền và đối với một số loại chiếu chụp
X quang đang sử dụng rộng rãi trong lâm sàng và hệ thống chuyên môn cho các ứng
dụng như chụp X quang vú hiện nay đang được phát triển. Sự tiện lợi của các hệ thống
kỹ thuật số này sẽ có tiềm năng cho phép sự ra đời của chẩn đốn bằng máy tính
(Chan và những người khác 1987, Giger và những người khác 1990). Đã có một số
đánh giá trước đây của cơng nghệ đầu dị hình ảnh kỹ thuật số, đặc biệt là bởi Rougeot
(1993).
2. Ảnh kỹ thuật số
Hầu như tất cả các hình ảnh x-ray được dựa trên truyền dẫn lượng tử qua cơ thể, với
độ tương phản xảy ra do sự khác biệt về độ dày và thành phần của giải phẫu bên trong.
Các mô hình truyền tia X trong mặt phẳng của hệ thống hình ảnh có thể được coi như
là một sự thay đổi liên tục của độ dòng tia X với vị trí. Một mơ hình giả thuyết được
trình bày theo một khía cạnh trong hình 1(a). Một đầu dị hình ảnh tương tự cố gắng để
tái tạo mơ hình này một cách chính xác, ví dụ như các biến thể của mật độ quang trên
một phim nhũ tương phát triển. Về nguyên tắc, các biến thể là không gian liên tục và
cung cấp đủ lượng tia X cần sử dụng, chúng cũng liên tục trên thang cường độ.
Một sơ đồ của một hệ thống chụp X quang kỹ thuật số chung được đưa ra trong
hình 2. Ở đây, máy thu hình ảnh tương tự được thay thế bằng một bộ thu chuyển đổi
năng lượng 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 lí, hiển thị, truyền hoặc lưu trữ
sử dụng tính tốn chuẩn và phương pháp truyền thơng kỹ thuật số.


Hình

1:

Các

khái

niệm

về

hình

ảnh

kỹ

thuật

số.

(a): Cấu trúc của 1 hình ảnh tương tự thay đổi liên tục cả về khơng 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

Trong một hệ thống hình ảnh kỹ thuật số, tại một số giai đoạn, mơ hình
truyền tia X được lấy mẫu ở cả chiều không gian và cường độ, như minh
họa trong hình 1(b). Trong chiều khơng gian, các mẫu thu được như là
trung bình của cường độ qua các phần tử ảnh hoặc pixel. Đây thường là

những khu vực hình vng, được đặt cách nhau ở khoảng thời gian bằng
nhau khắp mặt phẳng hình ảnh. Trong hướng cường độ, tín hiệu được
binned vào trong một cấp số hữu hạn. Giá trị cường độ của hình ảnh kỹ
thuật số có thể, do đó, chỉ có trên các giá trị rời rạc, và các thông tin liên


quan đến cường độ trung gian và các sự thay đổi trên thang xóa điểm ảnh
bị mất trong việc số hóa.

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

Để giảm sự suy thoái của chất lượng hình ảnh trong q trình số hóa, điều quan
trọng là kích thước điểm ảnh và độ sâu bit là phù hợp với các yêu cầu của nhiệm vụ
chụp ảnh và phù hợp với độ phân giải không gian và độ chính xác của hình ảnh, được
xác định bởi các yêu tố giới hạn cơ bản như nơi tiêu điểm không nhọn, chuyển động
về giải phẫu và mức độ nhiễu lượng tử.
3. Tính chất đầu dị
Tính chất quan trọng của đầu dị là: phạm vi phủ sóng, đặc trưng hình học, hiệu suất
lượng tử, độ nhạy, độ phân giải không gian, phạm vi hoạt động, tính đồng nhất, tốc độ
dị sóng, tỉ lệ khung hình và chi phí. Trong hầu hết, nếu không phải tất cả, trường hợp
các công nghệ dò khác nhau đòi hỏi phải thỏa mãn giữa các chỉ tiêu này.
3.1 Phạm vi phủ sóng
Hệ thống hình ảnh phải có khả năng ghi lại các tín hiệu tia X truyền trên diện tích dự
kiến của giải phẫu trong vịng khảo sát. Người ta có thể ước tính các yêu cầu của bộ
thu X quang kỹ thuật số từ các máy thu hình ảnh dùng cho chụp ảnh thơng thường. Ví
dụ, chụp X quang ngực địi hỏi một phạm vi hình ảnh 35cm – 43cm, trong khi X


quang vú có thể được cung cấp bởi một máy thu có các kích thước 18 cm - 24 cm hoặc
24 cm - 30 cm. Bóng tăng sáng dùng cho X quang chiếu và phim ảnh huỳnh quang

cung cấp từ trường vịng với đường kính từ 15 cm đến 40 cm. Ngồi ra, vì chùm tia X
phân kì, hình ảnh ln trải qua một số mức độ phóng đại X quang. Thông thường, điều
này chỉ khoảng 10%; Tuy nhiên, đối với các kì kiểm tra mà phóng đại là cố ý áp dụng,
điều này có thể là một yếu tố của hai hoặc nhiều hơn và, do đó, việc sử dụng lâm sàng
phải được xem xét cẩn thận khi xác định u cầu kích thước bộ thu.
3.2 Đặc trưng hình học
Một số yếu tố được xem xét ở đây là những ‘ vùng khơng hoạt động (vùng chết) ‘, cái
có thể tồn tại bên trong và xung quanh các cạnh của đầu dò. Trong một đầu dò điện tử
dùng cho chụp X quang kỹ thuật số, những vùng đó có thể được yêu cầu cho việc định
tuyến của dây dẫn hoặc vị trí của các thành phần đầu dị phụ trợ như bộ đệm, đồng hồ,
vv. Vùng chết có thể xảy ra khi một đầu dị có diện tích lớn được sản xuất bởi sự ghép
nối những đơn vị đầu dị nhỏ hơn (ngói). Đối với các đầu dị gồm các thành phần cảm
biến rời rạc, chúng ta có thể xác định các hệ số lấp đầy như là phần diện tích của mỗi
thành phần đầu dị đó là nhạy cảm với các tia X tới. Trong một số ứng dụng (ví dụ như
X quang vú) điều quan trọng là các đầu dị có diện tích hoạt động khơng đáng kể trên
một hoặc nhiều cạnh để tránh không bao gồm các mơ từ hình ảnh. Điều này có thể
ngăn cản việc sử dụng các bộ thu với những khung cồng kềnh, chẳng hạn như bóng
tăng sáng chân khơng , từ những ứng dụng đó. Trong mọi trường hợp, vùng chết trong
đầu dị dẫn đến việc sử dụng khơng hiệu quả các bức xạ truyền qua các bệnh nhân trừ
khi bộ chuẩn trực trước bệnh nhân có thể được sử dụng để che dấu các bức xạ cái mà
sẽ rơi vào các vùng chết. Thơng thường, vì liên kết phức tạp và bán tiêu điểm, điều này
không thực tế.
Một yếu tố hình học khác cái mà phải được coi là biến dạng. Một hệ thống hình
ảnh chất lượng cao sẽ trình bày trung thực một bản đồ không gian của mô hình đầu
vào tia X đến hình ảnh đầu ra. Các hình ảnh có thể được thu nhỏ khơng gian; Tuy
nhiên, hệ số tỉ lệ nên không đổi trên trường ảnh. Sự biến dạng sẽ khiến phép ánh xạ
này để trở thành phi tuyến. Nó có thể trở nên phụ thuộc tuyến tính theo khơng gian
hoặc góc cạnh. Đây có thể là trường hợp khi ống kính, sợi quang hoặc electron quang

được sử dụng trong các hệ thống hình ảnh và tạo ra những 'hình mặt gối' hoặc sự méo
dạng trống
Cuối cùng, cần lưu ý rằng đầu dò kỹ thuật số có thể chia thành hai loại nói
chung, cảm biến cố định hoặc cátxét có thể thay thế. Trước đây, máy thu và màn hình
của nó được tích hợp vào các máy phát tia X. Trong khi điều này đòi hỏi một máy
được thiết kế đặc biệt với chi phí cao hơn bình thường, nó cũng giúp loại bỏ sự cần
thiết cho việc tải, sự tháo nạp và việc mang băng cát-xét tới một thiết bị đoc riêng biệt
và chi phí nhân công phức tạp. Đồng thời, việc sử dụng một hoặc một số lượng hạn
chế của các máy thu đơn giản hóa các cơng việc hiệu chỉnh các máy thu không đồng
nhất (xem dưới đây). Một hệ thống tái sử dụng băng cátxét có thể có ích, nơi một mức
linh động cao hoặc độ đàn hồi được yêu cầu, chẳng hạn như trong các tình huống
chăm sóc đặc biệt hoặc phịng mổ, và có ưu điểm là phù hợp với các đơn vị chụp X
quang hiện nay.
3.3 Hiệu suất lượng tử
Các cơng đoạn thu nhận hình ảnh ban đầu là giống nhau trong tất cả các đầu dò tia X.
Để tạo ra một tín hiệu, các lượng tử tia X phải tương tác với các vật liệu đầu dò. Xác
suất của sự tương tác hoặc hiệu suất lượng tử cho các năng lượng lượng tử E = hv
được cho bởi

ƞ
Trong đó là hệ số suy giảm tuyến tính của vật liệu đầu dò và là độ dày hoạt động của
đầu dị. Bởi vì hầu như tất cả các nguồn tia X cho chụp X quang là đa năng lượng, do
đó phát xạ tia X trên một phổ năng lượng, hiệu suất lượng tử phải được xác định tại
mỗi mức năng lượng hoặc phải được biểu diễn như một giá trị “hiệu dụng” trên phổ
của những tia X tới trên bộ thu. Quang phổ này sẽ bị ảnh hưởng bởi hiệu ứng lọc của
bệnh nhân cái mà làm “cứng” chùm tia, nghĩa là để làm cho nó mạnh hơn do đó đâm
sâu hơn.
Hiệu suất lượng tử có thể được tăng lên bằng cách làm cho đầu dò dày hơn hoặc
bằng cách sử dụng các vật liệu có giá trị cao hơn bởi vì tăng số nguyên tử hoặc mật
độ. Hiệu suất lượng tử so với năng lượng tia X cho độ dày khác nhau của một số vật

liệu đầu dò 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 vùng năng lượng quan tâm, sau đó hiệu suất lượng tử tăng lên
đáng kể trên năng lượng này, gây ra một cực tiểu địa phương trong cho các năng
lượng ngay dưới cạnh hấp thụ.
Tại năng lượng tia X 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 đầu dò. Sự tương tác
của một lượng tử tia X với đầu dò phát ra quang điện tử tốc độ cao. Trong tổn thất tiếp
theo của động năng trong đầu dị, sự kích thích và ion hóa xảy ra, sinh ra các tín hiệu
thứ cấp (quang lượng tử hoặc điện tích).
3.4 Độ phân giải không gian
Độ phân giải không gian trong chụp X quang được xác định bởi cả đặc tính đầu dị và
bởi các yếu tố không liên quan đến máy thu. Loại thứ 2 bao gồm độ không sắc nét phát
sinh từ các yếu tố hình học. Ví dụ như: “vùng nửa tối” do kích thước ảnh hưởng của
nguồn tia X và độ phóng đại giữa cấu trúc giải phẫu quan tâm và các mặt phẳng của
máy thu hình ảnh hoặc chuyển động tương đối giữa nguồn tia X, bệnh nhân và máy
thu hình ảnh trong suốt thời gian phơi sáng. Các yếu tố liên quan đến đầu dò phát sinh
từ kích cỡ khẩu độ hiệu dụng, khoảng khơng gian lấy mẫu giữa các phép đo và bất kỳ
tín hiệu xung quanh ảnh hưởng tới đầu dị hoặc màn hình.
Những đầu dò cho X-quang kỹ thuật số thường gồm các thành phần riêng biệt,
thường có kích thước và khoảng cách khơng đổi. Các kích thước của phần hoạt động
của mỗi thành phần đầu dò xác định một khẩu độ. Khẩu độ xác định đáp ứng tần số
khơng gian của đầu dị. Ví dụ, nếu khẩu độ là hình vng với kích thước d, sau đó các
hàm truyền điều biến (MTF) của đầu dị sẽ là dạng sinc f, trong đó f là tần số không
gian dọc theo hướng x hoặc y, và MTF sẽ bằng 0 lần đầu tại tần số f = , biểu diễn
trong mặt phẳng của đầu dò (hình 5). Một đầu dị với d = 50µm sẽ có một MTF với
điểm 0 đầu tiên tại f = 20 vịng/mm. Bởi vì sự phóng đại, tần số này sẽ cao hơn trong
một mặt phẳng trong bệnh nhân.

Hình 3: Hiệu quả tương tác lượng tử , các độ dày khác nhau
của phosphor được chọn. Chú thích rằng, ngoại trừ CsI, các
hạt phosphor được kết hợp với một chất kết dính làm cho
mật độ nén 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.

Cũng có tầm quan trọng đáng kể là khoảng lấy mẫu p của đầu dị, nghĩa là góc
nghiêng trong mặt phẳng đầu dò giữa các phần tử nhạy cảm hoặc các phép đo. Định lý
lấy mẫu nói rằng chỉ có tần số khơng gian trong mơ hình dưới đây

( tần số Nyquist )

có thể được chụp một cách chính xác. Nếu mẫu chứa các tần số cao hơn, sau đó một
hiện tượng gọi là sai số lấy mẫu xảy ra trong đó phổ tần số của các mẫu hình ảnh vượt
quá tần số Nyquist bị phản chiếu hoặc bao phủ khoảng tần số trong kiểu dáng đàn xếp
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 đầu dò bao gồm các thành
phần rời rạc, khoảng lấy mẫu nhỏ nhất trong một máy thu hình ảnh đơn là p = d , sao
cho tần số Nyquist là trong khi đáp ứng khẩu độ giảm xuống 0 ở hai tần số (cao hơn


nếu kích thước của các vùng nhạy cảm của phần tử dị nhỏ hơn d, ví dụ do các hệ số
lấp đầy của các thành phần đầu dò nhỏ hơn 1.0).

Hình 4: Hiệu suất của tương tác lượng tử ƞ của lựa chọn sự chuyển đổi trực
tiếp thành phần đầu dị

Sai số lấy mẫu có thể tránh được bằng cách ‘hạn chế dải ‘ hình ảnh, nghĩa là làm suy
giảm các tần số cao như vậy khơng có lượng hình ảnh đáng kể vượt quá tần số
Nyquist. Các vật mờ kết hợp với các vị trí tiêu cự có thể phục vụ mục đích này. Lưu ý
rằng điều này khơng ngăn cản các sai số lấy mẫu của nhiễu có tần số cao. Phương
pháp thay thế mà làm giảm hiểu ứng sai số lấy mẫu (hiệu ứng răng cưa) của tín hiệu và
nhiễu yêu cầu tần số lấy mẫu của hệ thống hình ảnh được tăng lên. Một phương pháp
để đạt được điều này được gọi là phối màu (dithering), liên quan đến nhiều máy thu
với một chuyển động vật lý của đầu dò bởi một phần nhỏ khoảng cách điểm ảnh giữa
các máy thu liên tiếp. Các loại trừ hình ảnh 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 đầu dị khơng có điểm ảnh trễ tại giai đoạn hấp thu tia X, nhưng hơn nữa


d và p được định nghĩa trong cơ chế hiển thị của chúng. Đây là trường hợp cho hệ
thống đầu dị kích thích phosphor mơ tả dưới đây, nơi mà các tấm phosphor liên tục,
nhưng laser đọc ra tấm lấy mẫu tại các 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 mặt ảnh) và kích
thước khẩu độ hiệu dụng (laser kích thước điểm) để tránh sai số lấy mẫu. 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 độ không sắc nét được xem xét khi kích thước khẩu độ và khoảng lấy
mẫu được chọn. Nếu cho ví dụ các MTF được giới hạn bởi độ khơng sắc nét do vị trí
tiêu điểm, nó sẽ có ít giá trị để cố gắng để cải thiện hệ thống bằng cách thiết kế các
máy thu với các thành phần đầu dị nhỏ hơn.

Hình 5: Ảnh hưởng của đầu dị hình chữ nhật khẩu độ 50 µm trên MTF của
máy thu hình ảnh. Các tần số Nyquist

N

trên đó sai số lấy mẫu được kiểm

soát

3.5 Nhiễu âm
Tất cả các hình ảnh được tạo ra bởi các lượng tử là thống kê trong tự nhiên, nghĩa 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 các giá trị dự đoán trung gian. Sự biến động của


cường độ tia X qua thống kê Poisson , do đó phương sai , về số lượng trung bình các
lượng tử tia X, N0 , rơi vào thành phần đầu dò của một khu vực nhất định bằng N0 .
Tương tác với các đầu dị có thể được biểu diễn như là một quá trình nhị thức với xác
suất thành cơng , và nó đã được chứng minh (Barrett và Swindell 1981) là sự phân bố
của sự tương tác lượng tử vẫn là Poisson với độ lệch chuẩn

σ=
Nếu giai đoạn phát hiện được theo sau bởi một quá trình mà cung cấp một lợi ích trung
bình ğ , sau đó ‘tín hiệu’ trở thành

q= ğ
Trong khi sự khác biệt trong các tín hiệu là
Nói chung, việc phân phối q khơng phải là Poisson thậm chí nếu 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 truyền biểu hiện này hơn nữa. (Rabbani và những người
khác 1987, Cunningham và những người khác 1994, Yaffe and Nishikawa 1994). Nó
cũng có thể là nguồn độc lập khác của nhiễu sẽ được đóng góp ở các giai đoạn khác
nhau của hệ thống hình ảnh. Áp dụng của chúng trên các phương sai ở giai đoạn đó sẽ
được thêm vào 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 truyền nhiễu trong một hệ thống đầu dị phải
đưa vào phép tính tần số khơng gian phụ thuộc vào cả tín hiệu và nhiễu. Truyền tín
hiệu có thể được đặc trưng về các chức năng chuyển giao điều chế MTF(ƒ) , trong đó f
là tần số không gian, trong khi nhiễu được mô tả bởi những nhiễu điện hoặc phổ
Wiener W(ƒ). Các phương pháp tính tốn các đặc tính quang phổ Wiener của một đầu
dò phải hiệu chỉnh cho phi tuyến trong các đầu dị và phải đưa đúng cách vào phép
tính các mối tương quan khơng gian của các tín hiệu và thống kê sự dao động
(Rabbani và những người khác 1987, Cunningham và những người khác 1994).
Một số lượng hữu ích cho việc xác định tổng thể hiệu suất của tín hiệu và nhiễu
của đầu dị hình ảnh là khơng gian phụ thuộc tần số của chúng để tìm ra hiệu suất
lượng tử DQE(ƒ) . Hiệu suất mô tả này trong việc chuyển đổi tỉ số tín hiệu trên nhiễu
( bình phương ) chứa trong mơ hình tia X tới đầu ra của đầu dò. Lý tưởng nhất,
DQE(ƒ) = ŋ cho tất cả ƒ, nhưng bổ sung nguồn nhiễu sẽ làm giảm giá trị này và


thường gây ra các DQE giảm khi tăng tần số khơng gian. DQE(ƒ) có thể được coi là
một loại hiệu suất lượng tử, trong khi nó được nhân với số lượng tử tới trên các đầu
dò, một bao gồm cũng gọi là số của nhiễu lượng tử tương đương DQE(ƒ), được sử
dụng để tạo hình ảnh. Thơng thường DQE cho một đầu dị màn hình phim có giá trị
khoảng 0.2 ở một tần số không gian từ 0 chu kỳ/mm và điều này có thể giảm xuống
0.05 ở một vài chu kỳ/mm (Bunch và những người khác 1987).
Như đã thảo luận trong phần 4, điều quan trọng là số lượng tử thứ cấp hay
electron ở từng giai đoạn của đầu dị có phần lớn hơn ŋ, để tránh nhiễu đầu dò đang
được át trế bởi một ‘bồn rửa lượng tử thứ cấp’
Bảng 1: Tính chất của huỳnh quang và chất quang dẫn sử dụng như đầu dò
tia X cho X-quang kỹ thuật số, trong đó Z là số nguyên tử, K là năng lượng
hấp thụ, EK các thành phần hấp thụ chính. Độ nhạy sáng được thể hiện như
năng lượng w mà phải được hấp thụ để phát một lượng tử ánh sáng trong
một huỳnh quang hoặc một cặp electron-lỗ trống trong một chất quang dẫn.

Sản lượng huỳnh quang ωK là xác suất mà khi một vỏ K tương tác quang
điện xảy ra, sẽ có một đèn huỳnh quang (đặc tính) tia X hơn là một electron
Auger phát ra

a

từ Evans (1955)

b

7eV (giá trị lý thuyết tại trường vô hạn )

c

Ước tính bằng cách nhân khoảng cách dải 8,3 eV với 3 (Klein 1968) và sau đó nhân 2 cho

hiệu suất 50% của cái ống đầy trong suốt thời gian phơi nhiễm tia X. Giá trị cao hơn phản
ánh một sự mất mát thêm có thể lên đến một hệ số 2 là do retrapping trong suốt sự hiển thị

3.6 Độ nhạy
Đầu ra cuối cùng từ hầu như tất cả các đầu dị tia X là một tín hiệu điện, do độ nhạy có
thể được xác định trên điều khoản của điều chế bởi đầu dị (trước khi khuếch đại bên
ngồi ) mỗi lượng tử tia X tới có năng lượng xác định. Độ nhạy của bất kỳ hệ thống
hình ảnh nào đều phụ thuộc vào ŋ và hiệu suất chuyển đổi sơ cấp ( hiệu suất chuyển


đổi năng lượng của tương tác tia X tới mẫu dễ đo lường hơn như quang học điển từ
hoặc điện tích ). Hiệu suất chuyển đổi chuyển đổi có thể được thể hiện trong điều
khoản của năng lượng ω cần thiết để bật 1 photon ánh sáng trong một chất huỳnh
quang, 1 cặp electron – lỗ trống trong 1 chất quang dẫn (hoặc chất bán dẫn ) hoặc 1

cặp electron – ion trong 1 đầu dị khí. Giá trị của ω cho một số vật liệu đầu dò đặc
trưng được đưa ra trong bảng 1. Các yếu tố hạn chế liên quan đến cấu trúc vùng bên
trong của chất rắn từ đó các đầu dị được chế tạo.

Hình 6: Sơ đồ mức năng lượng cho tinh thể được sử dụng.
(a) đầu dò tia X chuyển đổi trực tiếp
(b) chất lân quang thơng thường
(c) ảnh chất lân quang photostimulable

Trong hình 6(a) cấu trúc vùng cơ bản của một loại vật liệu tinh thể được biểu diễn.
Thơng thường vùng hóa trị được cư trú đầy đủ 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 trống, nghĩa là để thúc đẩy một electron từ vùng hóa trị vào vùng dẫn.
Tuy nhiên, mặc dù năng lượng này là tối thiếu 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
( ví dụ như thơng qua việc làm chậm các electron năng lượng cao được tạo ra bởi sự
tương tác tia X ban đầu ), yêu cầu bảo toàn cả năng lượng và động lượng tinh thể cũng
như sự hiện diện của quá trình cạnh tranh yêu cầu năng lượng thấp, trung bình, ít nhất
ba lần năng lượng so với dải khoảng cách để giải phóng một cặp electron – lỗ trống
(Klein 1968).Trong hình 6(b) vị trí của chất lân quang được biển diễn. Trong trường
hợp này, yêu cầu đầu tiên là để có được một cặp electron-lỗ trống. Sau đó, trả về


electron để dải hóa trị thơng qua một trung tâm phát quang được tạo ra bởi một chất
kích hoạt thêm vào ngun liệu chính. Điều này địi hỏi các năng lượng của ánh sáng
huỳnh quang phải ít hơn so với dải khoảng cách năng lượng và do đó khơng thể tránh
khỏi hiệu suất thấp trong một chất huỳnh quang so với một chất quang dẫn cùng .
3.7 Phạm vi hoạt động
Phạm vi hoạt động có thể xác định là:

DR =
Trong đó là dịng tia X cung cấp các tín hiệu tối đa mà đầu dị có thể chứa và là dịng
cung cấp tín hiệu tương đương với tổng vng pha của đầu dò nhiễu và nhiễu lượng tử
tia X.
Trong định nghĩa này mơ tả các hoạt động của đầu dị trên một điểm ảnh cơ sở
riêng biệt, nó ít hữu ích để dự đoán phạm vi hữu ích của hoạt động đầu dị cho một
nhiệm vụ hình ảnh cụ thể. Điều này là bởi vì ở dưới cùng của phạm vi này tín hiệu với
nhiễu tỉ lệ (SNR) chỉ là 1 và điều này hiếm khi được chấp nhận. Ngoài ra, nó hiếm để
căn cứ một chẩn đốn y tế trên một điểm ảnh hình ảnh duy nhất và do đó đối với hầu
hết các đối tượng, SNR được dựa trên các tín hiệu từ nhiều điểm ảnh. Đối với một đối
tượng lớn, nhiễu trên một điểm ảnh bởi điểm ảnh cơ sở có thể lớn, nhưng nếu đó là
tích hợp trên các đối tượng, các SNR hiệu dụng sẽ cải thiện xấp xỉ như căn bậc 2 của
vùng (với một số điều chỉnh cho hiệu ứng tương quan do độ khơng sắc nét của hệ
thống hình ảnh). Do đó chúng tôi đã cung cấp cách xác định thứ 2 ‘phạm vi hoạt động
hiệu dụng’ mà chúng tơi đã tìm hữu ích

=
Ở đây, hằng số là hệ số mà các tín hiệu tối thiểu phải vượt qua nhiễu để đầu dò đáng
tin cậy. Rose (1948) đã lập luận rằng nên được vào khoảng 4 hoặc 5 tùy thuộc vào
công việc chụp ảnh. Hệ số , cái mà phụ thuộc vào công việc chụp ảnh và hệ thống
MTF, phản ánh sự cải thiện trên SNR do tích hợp trên nhiều điểm ảnh. Kết quả, điều
này khiến phạm vi hoạt động của hệ thống hình ảnh tăng mặc dù mức tín hiệu tối đa và
mức độ điểm ảnh nhiễu duy nhất không thay đổi. Maidment và những người khác
(1993) và Neitzel (1994) đã phân tích vấn đề này đối với trường hợp chụp X quang vú.
Trong thực tế, phạm vi hoạt động cần thiết cho một nhiệm vụ chụp ảnh có thể
được chia thành hai thành phần. Đầu tiên mô tả tỷ lệ giữa sự suy giảm tia X của phần
lớn thấu xạ và đường chắn xạ thông qua các bệnh nhân gồm cùng hình ảnh giống

nhau. Thứ hai là độ chính xác của tín hiệu tia X được đo trong một phần của hình ảnh
tiêu biểu nhất chắn xạ giải phẫu. Nếu ví dụ, có một yếu tố trong 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 phạm vi hoạt động yêu
cầu sẽ là 5000. Phạm vi hoạt động yêu cầu cho một số ứng dụng có thể vượt quá khả
năng sẵn có của các đầu dị. Nó thường có thể làm giảm các u cầu bằng cách sử
dụng bộ lọc bolusing trước bệnh nhân để tăng sự suy giảm trong các khu vực sáng của
hình ảnh và do đó làm giảm phạm vi của các cường độ cái mà phải được cung cấp.
Các yêu cầu về phạm vi hoạt động khác nhau giữa các nhiệm 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 tia X bị suy giảm theo cấp
số nhân, do đó một lớp trị số 10 của các mơ dày thêm sẽ suy giảm chùm bởi một yếu
tố thêm vào của 10, trong khi cùng độ dày giá trị thứ 10 thiếu sẽ làm tăng dòng tia X
bởi một yếu tố của 10. Do đó khi một giá trị tiếp xúc trung gian cho hệ thống được
thiết lập bằng cách chiếu 1 ảo ảnh đồng nhất, chúng tôi quan tâm đến yếu tố nhân trên
và dưới giá trị trung gian này, nghĩa là là một hình học chứ khơng phải là thuật tốn
trung bình. Vì vậy, ví dụ như trong huỳnh quang, nó thường được thiết lập với 1 tỉ lệ
100:1 là hữu ích, nhưng nó cũng cơ bản để hiểu được phạm vi này nên được giữa và
10 hơn phân phối trong số gia truyến tính bình đẳng, nghĩa là giữa /50 và 2.
Trong việc xác định phạm vi hoạt động cho một đầu dò, người ta phải xem xét
cả nhu cầu thích hợp mức năng lượng tia X để đặt lượng tử mong muốn tính số liệu
thống kê vào mức cuối thấp của phạm vi cũng như hiện tượng đầu dò như bão hòa
hoặc ‘sự làm mờ’ mà có thể xảy ra với tín hiệu lớn.
3.8 Tính đồng nhất
Điều quan trọng là hệ thống hình ảnh X quang cung cấp đồng nhất, nghĩa là độ nhạy
không đổi trên tồn bộ diện tích của hình ảnh. Mặt khác, mẫu cái mà có thể phá vỡ các
giải thích hiệu quả của hình ảnh có thể đưa đến kết quả. Những mơ hình này đơi khi
được gọi là “mơ hình nhiễu cố định”. Trong một hệ thống hình ảnh tương tự, bỏ nhiều
công sức phải được thực hiện trong thiết kế và sản xuất các đầu dò để chúng cung cấp
đáp ứng đồng nhất.

Trong một hệ thống kỹ thuật số, công việc là dễ dàng hơn nhiều, bởi vì ít nhất
là trên một phạm vi đáng kể, sự khác biệt trong đáp ứng từ các thành phần để phần tử
có thể được sửa chữa. Điều này được thực hiện bằng cách chụp ảnh một đối tượng của
sự truyền tia X đồng nhất, sự ghi các đáp ứng và sử đụng điều này như một ‘màn che
hiệu chỉnh’. Nếu đầu dị có đáp ứng tuyến tính tới các tia X, sau đó sự hiệu chỉnh gồm
2 màn che – một có và một khơng có bức xạ - để cung cấp giá trị nghiêng và giá trị
chặn cho việc hiệu chỉnh mỗi thành phần. Nếu đáp ứng đầu dị là phi tuyến, sau đó
phép đo phải được thực hiện qua một dãy các cường độ và một hàm phi tuyến phù hợp
để đáp ứng cho mỗi thành phần để đạt được các hiệu số hiệu chỉnh. Trong một số đầu
dị, khơng đồng nhất có thể chỉ tồn tại qua hàng và cột của đầu dò hơn là qua các yếu
tố cá nhân. Điều này làm giảm đáng kể số lượng các hệ số cái mà phải được lưu trữ.
4. Hệ thống đầu dò chất lân quang(phosphor) cơ sở
Hầu hết các đầu dị hình ảnh tia X sử dụng phosphor trong giai đoạn đầu (Hình 7(a))
để hấp thụ các tia X và tạo ra ánh sáng cái mà sau đó 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 chủ yếu của tương tác tia X. Các
quang điện tử được sản xuất trong những tương tác này được truyền cho một phần
đáng kể năng lượng của tia X. Năng lượng này là lớn hơn nhiều so với khoảng cách lỗ
trống của tinh thể (hình 6 (b)) và sau đó trong khi bị chặn, một tương tác tia X đơn có
điện thế gây ra các kích thích của nhiều electron trong phosphor và do đó sản xuất
nhiều lượng tử ánh sáng. Chúng ta miêu tả ‘khuếch đại lượng tử’ này như sự tăng
chuyển đổi . Ví dụ trong một phosphor Gd2O2S, năng lượng tiến hành bởi một lượng tử
tia X 60 keV là tương đương với 25 000 lượng tử ánh sáng màu xanh lá cây ( . Bởi vì
quá trình cạnh tranh tổn thất năng lượng và sự cần thiết để bảo toàn động lượng, hiệu
suất chuyển đổi chỉ khoảng 15%, do đó trung bình nó cần dùng khoảng 13eV mỗi
lượng tử ánh sáng được tạo ra trong phosphor này (bảng 1). Việc chuyển đổi thu được
khoảng 4500 lượng tử ánh sáng mỗi tương tác lượng tử tia X.
Quá trình tổn thất năng lượng là ngẫu nhiên và do đó g có một sự phân bố xác

suất với độ lệch chuẩn , về giá trị của nó như minh họa trong hình 8(a). Swank (1973)
mơ tả hiệu ứng này, và ‘yếu tố Swank’ biểu thị đặc điểm của nhiễu nguồn thêm vào
này.


=
Trong đó Mi biểu thị thời điểm thứ i của sự phân phối.
Số lượng tử thực tế được sản xuất bởi một tương tác tia X sẽ phụ thuộc cả vào
năng lượng vốn có của nó và cơ chế tương tác với các tinh thể phosphor. Phần lớn loại
tương tác, hiệu ứng quang điện sẽ dẫn đến cả một quang điện tử mạnh mẽ và cả một
electron thứ cấp (Auger) hoặc một lượng tử tia X huỳnh quang. Năng lượng huỳnh
quang phụ thuộc vào vỏ cái mà tương tác quang điện xảy ra trong đó. Năng lượng
ngưỡng vỏ K cho những tương tác này được thể hiện đối với một số chất lân quang
(phosphor) X quang thường quy trong bảng 1. Cũng trong bảng là hiệu suất huỳnh
quang K; xác suất phát xạ của tia X huỳnh quang, cho rằng một tương tác quang điện
vỏ K (K-shell) đã xảy ra. Ví dụ. tương tác K-shell cho Gd vào Gd2O2S có 1 ngưỡng
50,2 keV và sản xuất phần lớn cường độ huỳnh quang (92% các tương tác K-shell
mang lại những lượng tử ) chỉ dưới 43 keV. Các lượng tử huỳnh quang hoặc được tái
hấp thụ ở phosphor hoặc thoát khỏi. Trong cả hai trường hợp, nếu chúng không được
hấp thụ cục bộ, năng lượng bề ngoài gửi vào phosphor từ lượng tử tia X được giảm,
dẫn đến một đỉnh thứ cấp trong sự phân phối với một giá trị thấp của g. Hiệu quả của
việc mất huỳnh quang là để mở rộng sự phân phối tổng thể của g (hình 8(b)), do đó sự
giảm sút As và gây ra một sự gia tăng trong


Hình 7: Ba loại cấu trúc đầu dị : a) phosphor cố định b) cột CsI phosphor
và c) chuyển đổi trực tiếp tia X với sự thu phí trong điện trường.Một hàm
dây lan giả định của mỗi hệ thống được hiển thị.

Có cả những ưu điểm và nhược điểm trong hình ảnh với một quang phổ tia X

cái mà vượt quá biên K của phosphor. Rõ ràng giá trị ŋ tăng, nhưng ‘nhiễu Swank’ thì
khơng. Ngồi ra, sự lắng đọng năng lượng từ sự phát huỳnh quang ở một số khoảng
cách từ các điểm tương tác tia X ban đầu gây ra chức năng điểm lây lan của đầu dò để
gia tăng, dẫn đến độ phân giải không gian giảm.
Sau sự hình thành của chúng, các lượng tử ánh sáng phải thốt thành cơng khỏi
phosphor và được ghép nối hiệu quả tới giai đoạn tiếp theo để chuyển đổi thành tín


hiệu điện tử và đọc ra. Đó là mong muốn để bảo đảm rằng các lượng tử ánh sáng được
tạo ra thốt khỏi phosphor hiệu quả và gần như có thể tới điểm hình thành của chúng.
Hình 9 minh họa ảnh hưởng của độ dày phosphor và độ sâu của sự tương tác tia
X trên độ phân giải không gian của một đầu dò phosphor. Xác suất của sự tương tác tia
X là theo luật số mũ để số lượng các tương tác điện tử và lượng ánh sáng được tạo ra
sẽ tương ứng hơn gần mặt ngoài lối vào tia X.
Trong khi sự di chuyển trong phosphor, ánh sáng sẽ lan truyền – số lượng
khuếch tán tỉ lệ với chiều dài đường đi cần thiết để thoát khỏi phosphor. Đường đi của
hầu hết các lượng tử quang học sẽ ngắn nhất nếu bộ tách sóng quang được đặt ở phía
bên lối vào tia X của phosphor. Nó thường thực tế hơn, tuy nhiên để ghi lại các photon
cái mà đi ra khỏi trên bề mặt đối diện của màn hình phosphor, tức là những cái mà có
một cơ hội lớn hơn để lan truyền. Ngoài ra, nếu một lớp phosphor được làm dày hơn
để cải thiện hiệu suất lượng tử. Sự lan truyền trở lên mãnh liệt hơn. Điều này đặt ra
một thỏa hiệp cơ bản giữa độ phân giải không gian và ŋ. Phương pháp để thu nhân
phát xạ từ phía lối vào của phosphor 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 các hạt phosphor
đường kính 5-10 µm với một chất kết dính bằng nhựa (plastic) trong suốt (hình 7(a)).
Các hạt photon tán xạ tốt do chỉ số khúc xạ của phosphor so với các chất kết dính. Sự
tán xạ có cường độ đủ mạnh để gây ra các lớp hỗn độn: nghĩa là sự lan truyền các
photon có thể được coi là khuếch tán. Điều này dẫn đến một giới hạn cho bên lan
truyền của ánh sáng tới thứ tự của lớp độ dày. Hiệu ứng quang học khác cũng có thể

được sử dụng để kiểm sốt các thuộc tính hình ảnh của màn hình – ví dụ một lớp lót
phản chiếu giúp tăng lượng ánh sáng thốt ra phía đối diện của màn hình, nhưng với
phí tổn của bên lan truyền tăng và do giảm độ phân giải. Thơng thường, nếu khơng có
sự giúp đỡ, ít hơn một nửa số lượng tử ánh sáng được tạo ra thoát khỏi phosphor trên
mặt đối diện bộ tách sóng quang và có tiềm năng sẵn có để được ghi lại. Chất nhuộm
hấp thụ ánh sáng cũng có thể được thêm vào màn hình để nâng cao độ phân giải,
nhưng điều này dẫn đến làm 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 nhiễu của đầu dị.


Hình 8: Ảnh hưởng của sự tổn hao huỳnh quang trên sự phân phối g 1 cho
những tia X đơn năng. Giá trị g tương ứng để chuyển đổi tia X tại biên
năng lượng hấp thụ K được biểu diễn trên trục hoành. (a) Đối với năng
lượng tia X dưới biên, có một sự phân bố đơn của số lượng tử ánh sáng về
giá trị trung bình ḡ1 trong khi đối với năng lượng trên các biên hấp thụ (b)
có một sự phân phối 2 đỉnh, trong đó đỉnh trên tương ứng với tổng số hấp
thụ của sự việc tia X xảy ra, trong khi đỉnh thấp hơn tương ứng để chuyển
đổi năng lượng của vụ việc tia X trừ đi năng lượng của đèn huỳnh quang tia
X cái mà đã thoát khỏi phosphor.


Hình 9: Độ dày phosphor, độ sâu của sự tương tác tia X và dãy hàm số lan
truyền: (a) màn hình mỏng, (b) tăng dãy hàm số lan truyền cho màn hình
dày hơn. Trong cả hai trường hợp, độ phân giải khơng gian sẽ được cải
thiện nếu nó đã có thể đo tín hiệu từ các mặt của đầu dị trên đó tia X tới.

Cũng nên lưu ý rằng yếu tố sự nén ép của hạt phosphor trong màn hình có thể
được 50% bởi thể tích. Khi tính tốn ŋ được tạo ra, việc giảm hệ số suy giảm có ích do
các chất kết dính phải được xem xét.

Hình 10. Số lượng tử hoặc những vật mang ở các giai đoạn khác nhau trong
một hệ thống hình ảnh: đường nét liền, tia X hạn chế; đường nét đứt, sự
chuyển đổi hoặc lượng khớp nối khơng đủ một điểm chìm lượng tử thứ cấp


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, lượng tử tới trên một khu
vực cụ thể của bề mặt đầu dò (giai đoạn 0). Một phần nhỏ trong số này, được đưa ra
bởi hiệu suất đầu dò lượng tử ŋ, tương tác với đầu dò (giai đoạn 1). Trong một hệ
thống hình ảnh hồn hảo ŋ sẽ bằng 1.0. Số lượng trung bình, lượng tử tương tác đại
diện cho ‘lượng tử sơ cấp chìm’ của đầu dị. Sự biến thiên là . Điều này xác định SNR
của hệ thống hình ảnh cái mà tăng lên như căn bậc 2 số lượng tử tương tác với đầu dò.
Bất kể giá trị ŋ, SNR tối đa của hệ thống hình ảnh sẽ xuất hiện vào thời điểm
này và nếu SNR của hệ thống hình ảnh chủ yếu xác định điều đó, hệ thống được gọi là
giới hạn lượng tử tia X trong hoạt động của nó. Tuy nhiên, các SNR sẽ, nói chung, trở
nên giảm trong sự truyền qua của tín hiệu thơng qua hệ thống hình ảnh bởi vì sự mất
và thêm vào nguồn biến thiên.

Hình 11. Ảnh hưởng của hiệu lực khớp nối trên DQE(ƒ) của một đầu dò sợi
phosphor quang CDD. CD là số electron tạo ra trong CDD mỗi tia X tương
tác trong phosphor. (Từ Maidmont và Yaffe 1994).

Để tránh thiệt hại có thể xảy ra ở các giai đoạn tiếp theo, điều quan trọng là các
đầu dò cung cấp được đầy đủ lượng tử trực tiếp sau sự tương tác tia X đầu tiên. Các
giai đoạn II và III minh họa cho quá trình tạo thành của nhiều photon ánh sáng từ một


tương tác tia X duy nhất (thường được nói đến như độ lợi sự chuyển đổi ) và sự thoát
khỏi của các lượng tử từ phosphor với hiệu suất trung bình . Ở đây, quá trình ánh sáng

hấp thụ, tán xạ và phản xạ là rất quan trọng.
Sự tổn thất hơn nữa xảy ra ở các mắt nối của ánh sáng tới bộ tách sóng quang
cái mà chuyển đổi áng sáng để nạp điện tử (giai đoạn 4) và trong độ nhay quang phổ
và hiệu suất lượng tử quang học của bộ tách sóng quang (giai đoạn 5) . Nếu độ lợi
chuyển đổi của phosphor không đủ cao để vượt qua những tổn hao và số lượng tử ánh
sáng hoặc sự nạp điện tử ở giai đoạn tiếp theo giảm xuống dưới đó ở bồn rửa lượng tử
sơ cấp, rồi một ‘bồn rửa lượng tử sơ cấp’ được hình thành. Trong trường hợp này sự
biến thiên thống kê của ánh sáng hoặc sự nạp điện vào thời điểm này trở thành một
nhiễu thêm vào quan trọng. Ngay cả khi một bồn rửa thứ cấp thực tế không tồn tại,
một giá trị thấp của ánh sáng hoặc sự tích điện sẽ làm tăng nhiễu. Điều này trở nên đặc
biệt quan trọng khi phân tích tần số khơng gian phụ thuộc của SNR được thực hiện và
như đã thảo luận trước đó, tác dụng của nó là giảm hiệu suất tìm ra lượng tử với sự
tăng tần số khơng gian. Hình 11 cho thấy ảnh hưởng của hiệu suất ghép đôi quang học
của ánh sáng của một phosphor để một bộ tách sóng quang trên DQE(ƒ) cho một hệ
thống ghép đơi quang học (Maidment và Yaffe 1994).
Như minh họa trong hình 12, có một phương pháp tiếp cận để ghép một
phosphor tới bộ tách sóng quang. Có thể đơn giản liên quan đến việc sử dụng một ống
kính và / hoặc hệ thống gương (hình 12 (a)) để thu nhận ánh sáng phát ra từ bề mặt của
vật liệu phosphor và ghép lại nó hoặc là một quay quay video thơng thường (xem hình
18) hoặc một ámy ảnh CDD. Các hoạt động của các máy ảnh được thảo luận ngắn gọn
sau này bài viết này.


Hình 12. Phương pháp ghép một phosphor với một bộ tách sóng quang: (a)
ống kính, (b) cáp quang, (c) khớp nối trực tiếp đến một katôt quang điện mà
phát xạ của nó là thu tĩnh điện

Bởi vì kích thước của bộ tách sóng quang có sẵn như những CCD được giới hạn
từ những cân nhắc sản xuất đến một kích thước tối đa chỉ 2-5 cm, nó cần thiết để thu
nhỏ hình ảnh từ phosphor để phú sóng các kích thước phạm vi yêu cầu trong bệnh

nhân (Karellas và những người khác 1992). Hiệu suất của ghép đơi ống kính được xác
định chủ yếu bởi các góc cố định đối diện bằng sự thu quang học. Đối với một hệ
thống ống kính đơn, hiệu suất ghép nối được cho bởi (Miller 1971, Maidment and
Yaffe 1996)
ξ=
Trong đó là yếu tố truyền quang học cho ống kính, F là ‘số ƒ ‘ của ơng kính (tỉ lệ
chiều dài tiêu cự để giới hạn đường kính khẩu độ của nó ) và m là yếu tố sự thu nhỏ từ
phosphor tới các bộ tách sóng quang, Đối với một ống kính với F = 1.2, = 0.8 và m =
10, ξ sẽ bằng 0.1%. VÌ hiệu suất thấp này, các SNR của hệ thống sử dụng ống kính