Bài luận tạo ảnh X quang số

X Quang số

A.

TẠO ẢNH X QUANG SỐ
David R.Dance

Tóm tắt
Thu ảnh X quang tạo bởi ảnh số ngày càng trở nên quan trọng. Những ích lợi có thể có
được bao gồm mở rộng dải tần nhạy sáng và hiệu suất phát hiện lượng tử, tăng khả năng phát
hiện vật thể có độ tương phản thấp, giảm liều lượng phóng xạ. Ảnh có thể dùng được nhanh
chóng. Hiển thị tách biệt khỏi chụp ảnh nên q trình đó và điều chỉnh tương phản có thể làm
trước khi xem ảnh. Ảnh số có kết nối PACS và mở ra khả năng phát hiện và phân loại các
điểm khác thường sớm bằng máy tính. Hạn chế của hệ thống số gồm giá thành cao, độ phân
giải tương phản cao hạn chế, và giá trị lâm sàng chưa vượt trội so với các kĩ thuật thường quy,
tương tự. Độ phân giải tương phản cao có thể đạt được trên những hệ thống này đang được
thảo luận và vấn đề về giới hạn và sai số lấy mẫu cũng đang được cân nhắc. Các đặc tinh và
giới hạn của hệ thống số dùng X quang điện toán, caesium iodide cùng CCDs, mảng ma trận
với caesium iodide hay cảm biến selenium được trình bày. Ví dụ được đưa ra về hệ thống số
cho máy chụp X quang vú và X quang thường quy và sự thể hiện của chúng được trình bày
theo thẩm định lâm sàng và đo đạc hàm truyền đạt và hiệu suất lượng tử.
Từ khóa: X quang số – X quang vú – X quang ngực.
1. Giới thiệu

Ứng dụng của cảm biến số vào chụp X quang giờ đã rất phổ biến. Chụp ảnh số đã trở
thành bắt buộc ở rất nhiều bệnh viện mà bộ thu số đã thay thế bộ thu phim và tăng sáng.
Chụp số là bắt buộc nếu lưu trữ ảnh hay truy cập ảnh bằng PACS. Bài này giới thiệu về bộ
thu số và đưa ra vài ví dụ về sự thể hiện của nó trong máy X quang vú và X quang thường
quy. Chi tiết hơn có thể tìm trong tài iệu tham khảo. Các vấn đề bàn đến giới hạn ở so sánh
bộ thu ảnh; hiển thị ảnh và ưu điểm của bản mềm không được nhắc đến ở đây.
2. Ưu – Nhược điểm của hệ thống số.

Hệ thống số có rất nhiều các ưu điểm quan trọng so với hệ thống ảnh tương tự. Quan
trọng nhất có thể là liên quan đến dải tần nhạy sáng hạn chế của phim. Điều này được
1


X Quang số

minh họa ở hình 6 và 7 trong phần X quang vú, cho thấy đường cong đặc trưng điển hình,
phim gamma và hiệu suất phát hiện lượng tử (DQE) trên hệ thống phim ảnh. Sự tương
phản có được trên phim ảnh tỉ lệ với độ dốc của đường cong đặc trưng, hoặc gamma phim,
cái luôn cao hơn mật độ quang giới hạn. Như vậy việc lấy đúng cường độ chiếu là rất
quang trọng, dù cho tương phản ảnh sẽ bị giảm. Hơn thế nữa, hiệu suất phát hiện lượng tử
(DQE) của hệ thống chỉ có giá trị cao nhất tại chỗ có gamma phim cao. Trong khoảng mật
độ cao và thấp của ảnh, DQE giảm xuống thấp. Cộng thêm do DQE cao nhất thường là
0.3( 1 cặp đường thẳng/mm) nên có thể cân nhắc tiềm năng phát triển và nâng cao khả
năng giảm liều chiếu. Hệ thống số có dải tần nhạy sáng rộng và ảnh có thể được chụp trên
dải chiếu xạ rộng. Đó là những ưu điểm quan trọng, cũng như tránh việc chụp đi chụp lại
( quang trọng với X quang di động), có nghĩa là cường độ chiếu có thể giảm bớt trong
những trường hợp ảnh nhiễu hơn có thể chấp nhận được. Khả năng chụp liên tiếp cũng có
thể có ích. Ví dụ như hiện nay, phim phải được xem lại trước khi hoàn thành chụp chiếu.
Một hạn chế khác của tạo ảnh phim là ảnh không thể chỉnh sửa được trước khi nó hiện
ra. Điều này dĩ nhiên khơng đúng đối với chụp số, khi nó mở ra khả năng xa hơn về giảm
liều lượng bằng cách sử dụng phổ năng lượng X quang cao hơn và điều chỉnh ảnh trước.
Và các điểm khác thường ảnh số cũng có thể trực tiếp phát hiện và phân loại bằng máy
tính.
Hệ thống số có 1 vấn đề là nó có thể gặp khó khăn khi kết hợp độ phân giải tương phản
cao vào hệ thống phim bởi kích cỡ pixel đang được sử dụng và hạn chế của định lí lấy mẫu
Nyquist (xem ở dưới). Trong thực nghiệm, các vật thể nhỏ không thể có độ tương phản rất
cao và nhiễu ảnh có ảnh hưởng rất lớn đến khả năng phát hiện. Trong các trường hợp như

vậy NEQ (tỉ lệ tín hiện trên nhiễu) sẽ quyết định cường độ chiếu và DQE. Ta có thể thấy
hệ thống số có thể có hoặc khơng có công năng vượt trội so với hệ thống ảnh phim.
3. Đặc tả công năng và đánh giá

Công năng yêu cầu chp một hệ thống X quang số được phân loại theo các thống số như
NEQ, DQE, MTF, liều lượng và dải nhạy sáng. Với mục đích ước định, các thơng số đó
của hệ thống số thường được đem so sánh với của hệ thống tương tự. Vài thơng số khó có
thể đo đạc và thay vào đó là so sánh các ảnh hình nộm và khả năng nhận biết các chi tiết
2


X Quang số

của hình nộm. Dù cách này rất hữu ích nhưng nó khơng thể thay thế được đánh giá lâm
sàng. Các đánh giá đó dựa trên kiểm tra trên vật thể lâm sàng, ví dụ như dùng đường cong
ROC, có thể khó mà có được thống kê đầy đủ. Ở đây khơng có chỗ để thảo luận chi tiết về
công năng yêu cầu, nên chúng tôi chỉ so sánh 3 yếu tố, sử dụng máy X quang vú làm ví dụ
3.1. Lấy mẫu

Định lý Nyquist nói rằng tần số lấy mẫu ít nhất gấp đơi tần số thành phần cao nhất trên
ảnh. Với máy X quang vú, nếu muốn phát hiện được khối u đường kính khoảng 100µm, thì
khoảng lấy mẫu là 50µm, bằng một điểm ảnh. Tuy nhiên thỏa mãn điều này khơng nhất
thiết có nghĩa là vật nhỏ như vậy sẽ được làm cho nhìn thấy được bởi nó khơng có trong
độ phân giải nội ( hay MTF tiền lấy mẫu) của bộ thu ảnh hay của nhiễu. Cũng nên biết
rằng thông tin trên ảnh cao hơn tần số Nyquist sẽ dẫn đến sai số của cả thông tin ảnh cũng
như nhiễu1.
3.2. Dải tần nhạy sáng

Đối với phổ X quang điển hình của X quang vú, độ suy giảm qua 6cm ngực vào
khoảng 40. Độ tương phản của ung thư biểu mô 3mm với mô chất béo là khoảng 4%, dẫn

đến độ nhiễu yêu cầu 1%. Để có được 1% nhiễu trên khoảng truyền dẫn 40:1 ta có độ nhạy
sáng tối thiểu 4,000 hoặc 12 bít ( chi tiết về độ nhạy sáng tối thiểu trên X quang vú số,
xem Maidment và những người khác2). Với bộ thu 18x24cm2, độ sâu điểm ảnh 12 bit và
kích cỡ điểm ảnh 50µm, dung lượng tối thiểu của một bức ảnh chưa nén là 25 Mb.

Hình 1: Biến thiên năng lượng của
photon. Dữ liệu với Caesium iodide,
gadolinium oxysulphide và bộ thu
selenium dày 100µm.

3


X Quang số
3.3. Độ nhạy lượng tử và DQE

Để đạt được DQE cao, điều quan trọng là các photon X quang bắn đến bộ thu ảnh có tỉ
lệ tương tác cao. Hình 1 cho thấy sự tính tốn khả năng tương tác của 3 bộ thu khác nhau
trong dải năng lượng X quang vú mở rộng. Cả 3 đều dày 100µm, nhưng bộ thu bằng
gadolinium oxysulphide có mật độ đóng gói chỉ 50%. Sẽ thấy rằng ở dải năng lượng này,
hiệu suất của bộ thu Caesium iodide và gadolinium oxysulphide là như nhau ở vùng đỉnh
K. Selenium có 1 đỉnh K trên 12keV nên có khả năng tương tác tốt với dải năng lượng này.
Tương tác với photon của tia X chỉ là mở đầu câu chuyện. Năng lượng hấp thu từ tia X
phải được chuyển hóa sang tín hiệu điện, sau đó số hóa. Cả q trình này có thể bao gồm
rất nhiều bước, mỗi bước lại có thể làm tang nhiễu trên ảnh, do đó làm giảm DQE3.
4. Bộ thu số dùng phốt pho có thể kích thích quang

Hệ thống X quang điện toán (CR) đã xuất hiện từ những năm 80, và được sử dụng rộng
rãi. Hệ thống có 1 phốt pho kích thích quang (thường là barium fluorobromide với ion Eu2+
lắng trên chất nền nhựa). Khi phốt pho bị chiếu xạ, năng lượng hấp thu từ tia X tạo ra các

cặp lỗ electron. Nhiều cặp kết hợp nhanh chóng, làm tăng sự phát huỳnh quang. Dù vậy,
vẫn có những electron bị mắc kẹt ở chỗ khác hay điểm F của vật liệu, gây ra bởi các ion.
Những chỗ kẹt đó là siêu bền nên các ảnh mờ được xây dựng lên từ các electron kẹt ở
điểm F. Khi chiếu xạ xong, đĩa bị kích thích do chiếu bởi laser ở đúng tần số. Nó trả tự do
cho electron bị kẹt, năng lượng giải phóng ra làm phát ra các photon quang, các photon
này sẽ được phát hiện để tạo ra ảnh. Đĩa ảnh CR được đặt trong một cassette ảnh, giống
như cassette phim. Để đọc ảnh, đĩa ảnh sẽ được quét bởi tia laser ổn định xuyên qua đĩa
trong các đường quét mẫu. Ánh sáng phát ra được thu lại bởi dẫn quang và phát hiện bởi
một bộ nhân quang (Hình 2). Độ phân giải của hệ thống CR bị giới hạn bởi sự phổ biến
của bộ đọc quang với đĩa ảnh và kích cỡ tia laser. Những cải tiến của giải pháp này có thể
thực hiện được bởi đọc đĩa từ cả 2 phía, và hệ thống có thể dùng cho X quang vú.

4


X Quang số

Dải tần nhạy sáng của hệ thống CR có thể cao hơn 104, là ưu điểm quan trọng khi so
sánh với hệ thống phim, nhưng phụ thuộc vào hệ thống cụ thể được chọn và điều kiện hoạt

động, độ phân giải và DQE có thể khơng tốt như vậy. Một bản đánh giá rất đầy đủ về hệ
thống CR, sự hạn chế và tiềm năng được đưa ra trong Rowlands4.
Hình 2: Đọc đĩa ảnh CR một mặt (ảnh dựa trên IPEM (2005) .Bản quyền của Viện vật lí kĩ thuật y
tế năm 2005. Sao chép đã được cho phép)
5. Hệ thống Số trực tiếp

Ảnh tạo bởi hệ thống CR được cho là chỉ dùng được sau khi cassette số đã bị chiếu xạ
được đem đến bộ xử lí số để đọc. Với vài hệ thống số, tín hiệu điện sinh ra từ tương tác với
tia X có thể được đọc trong thời gian ngắn ngay lập tức sau khi chiếu, và do đó ảnh xem
được ngay. Những hệ thống như vậy thường được được gọi là hệ thống số trực tiếp, và có

thể dùng lưu huỳnh hay quang dẫn để hấp thụ tia X tới.
5.1. Hệ thống số trực tiếp sử dụng phốt pho

Hệ thống số trực tiếp sự dụng phốt pho phụ thuộc vào sự phát hiện photon huỳnh
quang phát ra từ phốt pho. Phốt pho được trộn caesium iodide hay gadolinium
oxysulphide. Caesium iodide cho độ phân giải tốt hơn ở cùng độ dày phốt pho bởi nó “bẻ
gãy” cấu trúc kênh tinh thể song song của photon huỳnh quang phát ra trong phốt pho ở
trước bộ cảm biến photon quang. Nó làm giảm sự lan truyền sang bên cạnh, điều có thể
xảy ra với màn huỳnh quang như gadolinium oxysulphide. Mặt khác, số photon quang sinh

5


X Quang số

ra từ mỗi tia X bị hấp thu bởi gadolinium oxysulphide lớn hơn của caesium iodide, với
mức độ yêu cầu trung bình 13 và 19eV5 mỗi photon quang bắn ra.

5.1.1. Hệ thống sử dụng CCD

Một lựa chọn cho phát hiện photon huỳnh quang bắn ra từ phốt pha là là sử dụng cảm
biến CCD. Nó bao gồm chuỗi các điện cực hay cổng trên nền bán dẫn. Một mảng tụ kim
loại trên bán dẫn xuất hiện, nó có thể trữ tốt với nguồn điện tích trong CCD bởi hấp thu
lượng tử quang. “Ảnh điện tích” được tạo ra từ các tụ theo đường thẳng và đọc bằng cách
truyền năng lượng từ tụ này sang tụ kia theo mỗi đường. Hiệu suất truyền cao là bắt buộc.
Do kích thước giới hạn của CCD, cần phải thêm vài bộ hội tụ để giúp photon bay từ phốt
pho sang CCD. Điều này có thể thực hiện được, ví dụ như dùng thấu kính hay sợi quang.
Độ giảm quang với CCD dùng thấu kính lớn hơn dùng sợi quang ở cùng độ hội tụ. Hệ
thống DQE với các cách nói trên được mong chờ sẽ tốt hơn. Hình 3 cho thấy hiệu suất thu
quang với 2 cách tiếp cận. Dù cho có bộ hội tụ, một mảng các CCD ( ví dụ mảng 3x4) có

thể được dùng để có ma trận ảnh đủ lớn. Một cách khác là dùng một đường thẳng hoặc
một mảng CCD hở để quét qua ảnh trong khi ảnh được đọc ở chế độ chờ TDI7.
5.1.2. Hệ thống sử dụng mảng ma trận động

Ma trận động LCD cấu thành từ silic vơ định hình thường được dùng trong màn hình
laptop, nhưng thiết bị ma trận động có thể cấu hình như một dạng khác của CCD để phát
hiện huỳnh quang5. Một lớp CsI có thể bốc hơi thẳng lên ma trận động. Mỗi điểm ảnh cấu
hình như một diode quang, chuyển hóa photon huỳnh quang thành năng lượng điện. Với
mỗi điểm ảnh có một vùng thiết bị liên quan được cấu hình như TFT( transitor phim
mỏng) và được dùng cho đọc ảnh. Do thiết bị chứa cả diode quang và mạch điều khiển đọc
nên sẽ có suy giảm hiệu suất, thường được gọi là “Hệ số bù”.

6


X Quang số

Hình 3: Hiệu suất thu quang đối với hệ thống sợi quang và thấu kính cho khớp nối đến
CCD (Dữ liệu từ Hejazi và Trauernicht6)
Ví dụ, một hệ thống số cụ thể dùng đầu đọc ma trận động bằng silicon vơ định hình có
khoảng lấy mẫu 100µm, nhưng điểm ảnh chỉ 87µm, dẫn đến “hệ số bù” là 0.75, gây ra suy
giảm độ nhạy lượng tử và DQE. Vấn đề này trở nên quan trọng hơn khi kích cỡ điểm ảnh
giảm đi.
5.2. Hệ thống số trực tiếp dùng quang dẫn bằng Selenium

Có thể thấy trong Hình 1 selenium vơ định hình có thể cho vào nhiều lớp để có được
hiệu suất hấp thu tia X cao cho năng lượng photon vừa phải. Điều này và tính chất của
quang dẫn làm cho nó trở thành một phần của thiết bị tạo ảnh có thể trực tiếp tạo ra điện
tích sau sự tương tác với một photon của tia X ( và không cần phải tạo ra các photon
huỳnh quang). Hiệu suất tích điện phụ thuộc vào cường độ điện trường trong selenium,

nhưng giá trị điển hình là 50eV trên mỗi electron/cặp lỗ. Do sự di chuyển của điện tích
trong selenium theo chiều của điện trường nên có rất ít sự lan sang 2 bên của thông tin ảnh
khi điện tích di chuyển từ điểm phát ra đến điểm đo. Do đó có tiềm năng cho độ phân giải
khơng gian hồn hảo. Để đọc ảnh, selenium có thể bay hơi lên một ma trận động silicon
mà điểm ảnh là các điện cực và đầu đọc có thể điều khiển thơng qua các TFT.
6. Công năng của hệ thống số

Như đã đề cập trong phần 3, công năng của hệ thống x quang số và X quang thường có
thể được so sánh bằng nhiều cách. Chúng tơi đưa ra 2 ví dụ: một so sánh lâm sàng sử dụng
tỉ lệ phát hiện ung thư và một so sánh vật lí dùng DQE và MTF. Việc sử dụng hệ thống
màn/phim để dưới máy X quang vú được sử dụng rộng rãi, nhưng theo giới thiệu về hệ
7


X Quang số

thống X quang vú số, rất cần so sánh công năng của 2 loại trong sử dụng màn. Tỉ lệ phát
hiện ung thư vú thấp nên đòi hỏi thử nghiệm lâm sàng rất lớn. Pisano et al.8 dựa vào phat
hiện ung thư vú trên 42760 cặp kiểm tra phim, mỗi phụ nữ được nhận cả ảnh X quang vú
số (DM) và màn phim (SFM). Phát hiện ung thư được đo trong phạm vi đường cong ROC.
Kết quả được liệt kê thưo 3 nhóm: tất cả phụ nữ, phụ nữ dưới 50, phụ nữ với ảnh X quang
vú đặc.

Điểm khác biệt thấy được giữa DM và SFM với nữ dưới 50 và ngực đặc là đều được
thống kê chủ yếu trên 95% khoảng tin tưởng. Samei và Flynn9,10 đã so sánh 2 bộ thu số
khác nhau về MTF và DQE. Vài kết quả được thể hiện trên hình 4 và 5 với: DR1000, hệ
thống dùng quang dẫn selenium dày 500µm và điểm ảnh 139µm; XQ/i và DiDi, 2 hệ
thống dùng phốt pho trộn CsI và điểm ảnh 200µm; và một hệ thống CR với điểm ảnh
100µm.

Hình 4: MTF số (trước lấy mẫu) cho CR đặc trưng, hệ thống tấm caesium iodide (XQ/i và
DiDi) và tấm selenium ( dữ liệu từ Samei và Flynn9,10)

8


X Quang số

Hình 5: DQE với CR đặc trưng, hệ thống dùng tấm caesium iodide (XQ/i), và tấm selenium
(Dữ liệu từ Samei và Flynn9,10 )

Hình 4 cho thấy MTF của một trong những hệ thống dựa trên Csl tăng cường nhân tạo
bởi nhà sản xuất, nhưng dù vậy hệ thống dựa trên selenium có MTF tốt nhất. Ưu thế này
khơng chuyển sang cho DQE khi đo trên chất lượng tia IEC tại 115kVp, nơi mà hệ thống
XQ/i thể hiện tốt nhất với tần số Nyquist 2.5 vòng mỗi mm. Kết quả này được mong chờ
từ tính chất hấp thu tia X thể hiện ở hình 1. Với ví dụ cụ thể thì CR có MTF và DQE tệ
nhất.

Tài liệu tham khảo:
1. Dobbins, J.T., 1995, Effects of under-sampling on the proper interpretation of modulation
transfer function, noise power spectra and noise equivalent quanta of digital imaging systems,
Med. Phys.22 171–181
2. Maidment, A.D.A., Fahrig, R., and Yaffe, M.J., 1993, Dynamic range requirements in digital
mammography, Med. Phys.20 1621–1633
3. Cunningham, I.A., Westmore, M.S., and Fenster, A., 1994, A spatial-frequency dependent
quantum accounting diagram and detective quantum efficiency model of signal and noise
propagation in cascaded imaging systems, Med. Phys.21 417–427
4. Rowlands,J.A.,2002,Thephysicsofcomputedradiography,Phys.Med.Biol.47R123–R166
5. Yaffe, M.J. and Rowlands, J.A., 1997, X-ray detectors for digital radiography, Phys. Med.
Biol.42 1–39

6. Hejazi, S. and Trauernicht, D.P, 1996, Potential image quality in scintillator CCD-based
systems for digital radiography and digital mammography, SPIE 2708 440–449
9


X Quang số
7. Tesic,M.M.,FisherPiccaro,M.,andMunder,B.,1999,Full field digital mammography scanner.
Eur. J. Radiol.31 2–17
8. Pisano,E.D.,Gatsonis,C.,Hendrick,E.,etal.,2005,Diagnostic performance of digital versus film
mammography for breast-cancer screening, NEJM353 1773–1783
9. Samei, E. and Flynn, M.J., 2002, An experimental comparison of detector performance for
computed radiography systems, Med. Phys.29 447–459
10. Samei, E. and Flynn, M.J., 2003, An experimental comparison of detector performance for
direct and indirect digital radiography systems, Med. Phys.30 608–622
11. Kengyelics, S.M., Cowen, A.R., and Davies, A.G., 1999, Image quality evaluation of a direct
digital radiography system in a UK radiology department, SPIE 3659 124–135
12. Muller, S., 1999, Full-field digital mammography designed as a complete system, Eur. J.
Radiol.31 25–34
13. Siebert, J.A., Filipow, L.J., and Andriole, K.R., (Eds) 1999, Practical Digital Imaging and
PACS. AAPM monograph no 25. Medical Physics Publishing, Madison, WI
14. Vedantham, S., Karallas, A., Suryanarayanan, S., et al., 2000, Full breast digital
mammography with an amorphous silicon-based flat panel detector: physical characteristics
for a clinical prototype, Med. Phys.27 558–567

B.

ƯU ĐIỂM CỦA X QUANG SỐ:

NGUYÊN TẮC VẬT LÝ VÀ TỔNG QUAN HỆ THỐNG1
10

X Quang số

Markus Koerner, MD - Christof H. Weber, MD - Stefan Wirth, MD Klaus-Juergen
Pfeifer, MD - Maximilian F. Reiser, MD - Marcus Treitl, MD

Trong suốt hai thập kỉ qua, X quang số đã thay thế X quang màn phim tại nhiều khoa
X quang. Ngày nay, các nhà sản xuất cung cấp vô số giải pháp tạo ảnh số dựa trên sự phong
phú của các loại cảm biến và kĩ thuật đọc ảnh. Các loại cảm biến số cho phép thực hiện đầy đủ
lưu trữ ảnh và hệ thống truyền thơng mà ảnh được lưu trữ số hóa và có thể sử dụng bất cứ lúc
nào. Phân phối ảnh trong các bệnh biện giờ đây có thể thực hiện qua các kĩ thuật web mà
khơng có rủi ro mất ảnh. Các ưu điểm khác của X quang số bao gồm thông lượng qua bệnh
nhân cao hơn, hiệu suất của liều lượng chiếu tăng, và dải tần nhạy sáng rộng hơn của cảm biến
số nên có thể giảm lượng chiếu xạ lên bệnh nhân. Tương lai của X quang sẽ là kĩ thuật số, và
nó yêu cầu các bác sĩ chụp X quang phải quen thuộc với các nguyên tắc kĩ thuật, tiêu chí chất
lượng ảnh, và độ chiếu xạ xuất ra của các hệ thống X quang số đa dạng đang được dùng hiện
nay.

Viết tắt: CCD - charge-coupled device(linh kiện tích điện kép), CR - computed radiography(X quang
điện tốn), DQE - detective quantum efficiency(Hiệu suất cảm biến lượng tử), DR - direct
radiography(X quang trực tiếp), MTF - modulation transfer function(Hàm truyền điều chế), TFT thin-film transistor( transistor phim mỏng)
RadioGraphics 2007; 27:675–686. Phát hành trực tuyến 10.1148/rg.273065075 ● Mã nội dung:
1

Từ Bộ nghiên cứu X quang lâm sàng, Bệnh viện đại học Munich, Nussbaumstr 20, 80336 Munich,
Đức. Trình bày tại cuộc triển lãm giáo dục thường niên RSNA( 2005). Nhận vào 21/ 4/ 2006; tái bản
15/8 và nhận lại 18/9; được chap nhận vào 18/9. Tất cả các tác giả không có mối quan hệ tài chính
nào. Địa chỉ hộp thư đến M.K. (e-mail: ). ©RSNA, 2007

Giới thiệu
Tổng quan sự ra đời và phát triển của X quang số được cho thấy ở Bảng 1. Thực
nghiệm chụp mạch xóa nền lần đầu năm 1977 bởi Kruger et al (1) và được giới thiệu vào sử
dụng lâm sàng với vị thế là hệ thống tạo ảnh số đầu tiên vào năm 1980 (2). Với X quang
11


X Quang số

thường quy, ảnh X quang đầu tiên được thu số hóa với đĩa ảnh phốt pho dựa trên cassette cũng
được giới thiệu vào năm 1980 (3). Hệ thống DR đầu tiên xuất hiện năm 1990 là hệ thống quét
rãnh CCD. Năm 1994, nghiên cứu về hệ thống DR với selenium được cơng bố (4). Cảm biến
màn hình phẳng đầu tiên của hệ thống DR làm từ silicon vô định hình (5) và selenium vơ định
hình (6) được giới thiệu năm 1995. Chất nhấp nháy gadolium oxidesulphide được giới thiệu
năm 1997 (7) và được sử dụng cho cảm biến
màn hình phẳng di động từ 2001 (8). Sự phát
triển gần nhất của X quang số là độ nhạy sáng
của cảm biến màn hình phẳng cho X quang soi
số và chụp mạch (9,10).
Ưu điểm rõ rang nhất của cảm biến số
là nó cho phép lưu trữ ảnh số và truyền thơng,
với ảnh được lưu trữ số hóa và có thể dùng bất
cứ lúc nào. Do đó, phân phối ảnh trong các
bệnh viện có thể thực hiện qua các kĩ thuật
web mà không lo mất ảnh. Các ưu điểm khác
bao gồm thông lượng qua bệnh nhân cao hơn, hiệu suất liều cao hơn, và dải tần nhạy sáng của
cảm biến số có thể giảm được liều lượng chiếu xạ lên bệnh nhân. Trong bài này, chúng tơi
cung cấp một cái nhìn tổng quan về các hệ thống X quang số thường quy đang được dùng hiện
nay. Trong đó, chúng tơi mơ tả nguyên tắc vật lí của X quang số và thảo luận, trình bày các hệ
thống khác nhau về cảm biến, quá trình tạo ảnh, chỉ tiêu chất lượng ảnh và lượng chiếu xạ.

Chúng tôi cũng sẽ bàn về các kĩ thuật và quan điểm về X quang số trong tương lai. X quang
vú số đã được review trong đâu đó ở RadioGraphics (11).

Nguyên tắc vật lí của X quang số
Các ngun tắc vật lí của X quang số khơng khác lắm so với X quang màn phim ( Hình
1). Tuy nhiên với X quang màn phim, phim đóng vai trị cả cảm biến và thiết bị lưu trữ, còn
cảm biến số chỉ dùng để tạo ảnh, sau đó được lưu trữ ở thiết bị số. Tạo ảnh số gồm 4 bước:
tạo, xử lí, lưu trữ, hiển thị ảnh.

12


X Quang số

Cảm biến số được phơi sáng với tia X tạo ra từ ống X quang tiêu chuẩn. Năng lượng
hấp thu từ bộ cảm biến được chuyển hóa thành điện tích, điện tích này sau đó được ghi lại, số
hóa và lượng hóa vào thang màu xám thể hiện năng lượng tia X rồi đưa đến mỗi điểm số hóa
trong ảnh số kết quả. Sau khi lấy mẫu, cần có phần mềm xử lí ảnh để hệ thống các dữ liệu thơ
thành ảnh có ý nghĩa lâm sàng.
Sau bước tạo ảnh cuối cùng, ảnh được gửi đến bộ lưu trữ số hóa. Một tập tiêu đề chứa
thơng tin nhân khẩu học của các bệnh nhân được liên kết đến mỗi ảnh. Dù có thể in ảnh số
thành bản phim cứng, các ưu điểm của X quang số không được nhận ra hoàn toàn cho đến khi
ảnh được xem kĩ thuật số trên máy trạm. Ảnh số có thể quay, phóng to, đảo thang màu xám,
đo khoảng cách và góc độ, xem nhiều ảnh một lúc. Phân phối ảnh quan mạng LAN là hồn
tồn có thể. Ảnh số và báo cáo liên quan có thể liên kết đến thơng tin số của bệnh nhân để
nâng cao truy nhập đến dữ liệu chẩn đốn.

Cảm biến số
X quang số có thể chia ra thành CR và DR ( Hình 2).
Hệ thống CR dùng đĩa ảnh phốt pho và quá trình đọc ảnh riêng biệt; DR thì chuyển đổi

tia X thành các điện tích, tức là q trình đọc ảnh trực tiếp. Hệ thống DR có thể chia tiếp thành
nhóm chuyển đổi trực tiếp và gián tiếp tùy thuộc vào cách chuyển đổi tia X được sử dụng.

13


Hình 1: Bảng hệ thống X quang số. Sau khi chiếu ảnh, dữ liệu ảnh được số hóa và lưu
trữ trong bộ lưu số. Hệ thống quản lí tập trung ảnh được dùng để phân phối xa hơn
ảnh đến các trạm xem, hệ thống thông tin và hồ sơ bệnh án điện tử

Hình 2: Bảng cung cấp tổng quan hệ thống các cảm biến số.

X quang điện toán


Hệ thống CR dùng đĩa ảnh có lớp cảm biến bằng tinh thể kích quang gồm các loại
halogen như brom, clo, iot ( ví dụ BaFBr:Eu2+). Các tinh thể phốt pho thược được gắn
vào đĩa nhựa một cách phi cấu trúc ( chất nhấp nháy phi cấu trúc). Đĩa ảnh thay thế
phim thơng thường trong cassette. Q trình chiếu với đĩa ảnh phốt pho được trình bày
trong Hình 3.

Hình 3: Hình vẽ hệ thống CR dựa trên đĩa ảnh phốt pho. Quá trình tạo ảnh được chia
thành 2 bước. Đầu tiên đĩa ảnh (IP) được chiếu bằng năng lương tia X, một phần năng
lượng đó được trữ trong lớp cảm biến của đĩa. Sau đó, đĩa ảnh được quét bởi một tia
laser, năng lượng lưu trữ được giải phóng và ánh sáng được phát ra. Một mảng các bộ
nhân quang thu ánh sáng rồi chuyển hóa nó thành các điện tích bằng một bộ chuyển
đổi ADC.
Trong khi chiếu, năng lượng tia X được hấp thụ và tạm thời giữ lại bởi các tinh thể
bằng cách mang các electron đến mức năng lượng cao hơn. Bằng cách này, năng lượng
của tia X có thể được giữ lại trong nhiều giờ, phụ thuộc đặc tính vật lí của tinh thể phốt

pho được sử dụng (12). Quá trình đọc ảnh nên được bắt đầu ngay lập tức sau khi chiếu
bởi năng lượng tích trữ giảm dần theo thời gian. Quá trình đọc ảnh được chia thành các
bước riêng biệt dựa vào độ phơi sáng của đĩa ảnh (Hình 3). Khi lớp cảm biến được
quét từng điểm ảnh một với tia laser công suất lớn ở một bước sóng đặc thù ( máy quét
điểm di động), năng lượng giữ lại được giải phóng phát ra ánh sáng có bước sóng khác


với của tia laser. Ánh sáng này được thu lại bởi các diode quang và số hóa thành ảnh
(12).
Cả quá trình đọc đĩa ảnh 14x17 inch mất khoảng 30 -40 giây. Do đó, năng suất
tối đa 90 -120 đĩa ảnh một giờ theo lý thuyết là có thể. Ưu điểm của hệ thống trữ bằng
phốt pho bao gồm dải tần nhạy sáng rộng, làm giảm tỉ lệ chiếu xạ không thành cơng.
Do hệ thống CR dùng cassette, nó có thể dễ dàng tích hợp vào các thiết bị X quang
hiện có, rất linh động, và có thể dễ dàng sử dụng cho các kiểm tra trên giường và các
bệnh nhân bất động, khiến các hệ thống đó linh hoạt trong ứng dụng lâm sàng thường
nhật. Hơn thế nữa, nếu một đĩa ảnh đơn biểu hiện khuyết điểm, nó có thể được thay thế
dễ dàng bởi người chụp mà không cần công cụ hỗ trỡ đặc biệt hay nhân viên sữa chữa.
Độ phân giải không gian với đĩa ảnh phốt pho thường thấp hơn của màn phim thông
thường. Tuy nhiên cũng có nhiều nghiên cứu cho thấy rằng giá trị chẩn đốn của ảnh X
quang phim phốt pho ít nhất ngang với ảnh X quang màn phim (13-15). Tuy nhiên, so
sánh với các cảm biến số hiện nay ( ví dụ cảm biến màn phẳng), đĩa phim phốt pho có
xu hướng thấp hơn về chất lượng ảnh và giá trị chẩn đoán, tùy thuộc vào giai đoạn phát
triển của hệ thống phim phốt pho đang được nghiên cứu (13, 16-29).

X quang trực tiếp
Chuyển đổi trực tiếp.
Chuyển đổi trực tiếp yêu cầu một quang dẫn có thể chuyển hóa photon tia X
thành các điện tích bằng cách giải phóng các electron (30). Ngun liệu quang dẫn
điển hình thường là selenium vơ dịnh hình, iodide bọc chì, oxide bọc chì, thallium
bromide, và các hợp chất gadolium. Chất hay được dùng nhất là selenium. Tất cả các

chất này đều có độ phân giải khơng gian nội tại cao (6). Do đó, kích cỡ điểm ảnh, ma
trận, và độ phân giải không gian của cảm biến chuyển đổi trực tiếp không bị giới hạn
bởi nguyên liệu làm ra nó, mà chỉ bởi thiết bị thu và đọc được sử dụng. Hệ thống DR
có chuyển đổi trực tiếp làm từ selenium được trang bị với một trống selenium hoặc
một mặt cảm biến khác. Trước đây, một trống chấm selenium quay có mặt tích điện
dương được phơi sáng trước tia X. Trong khi phơi sáng, một điện tích tỉ lệ tương ứng
với tia X đến được phát ra trên mặt trống và được thu lại trong lúc trống quay bởi một
bộ ADC (Hình 4a) (30).


Hình 4: Hệ thống DR với chuyển đổi trực tiếp dựa trên selenium vơ định hình. (a)
Hình vẽ biểu diễn hệ thống với trống selenium. Một trống được chấm quay với bề mặt
tích điện dương, được chiếu bởi tia X. Sự biến đổi của điện tích trên mặt trống tỉ lệ với
tia X tới. Điện tích sau đó được chuyển hóa vào ảnh số bởi một bộ ADC. (b) Hình vẽ
thể hiện một hệ thống với cảm biến mặt phẳng bằng selenium vơ định hình. Năng
lượng của tia X tới được chuyển hóa trực tiếp thành điện tích trong lớp quang dẫn cố
định và đọc bởi một mảng liên kết TFT phía dưới lớp cảm biến.
Nhiều nghiên cứu lâm sàng đã ghi nhận rằng trống cảm biến bằng selenium cung cấp
chất lượng ảnh vượt trội so với màn phim hay hệ thống CR (4,13,16,17,31,32) . Dù
vậy, do thiết kế máy móc, trống cảm biến bằng selenium chỉ chuyên dụng cho hệ thống
chụp ngực đứng. Một loại hệ thống DR chuyển đổi trực tiếp mới hơn sự dụng cảm biến
mặt phẳng bằng selenium. Các cảm biến này dùng một lớp selenium với một mảng các
transistor phim mỏng (TFT) tương ứng đặt ngay dưới. Nguyên tắc chuyển đổi tia X
thành điện tích cũng tương tự như với trống selenium, trừ việc điện tích được thu bởi
mảng TFT, mảng này sẽ thu trữ năng lượng của các electron ( Hình 4b). Một ưu điểm
của các hệ thống này là ứng dụng lâm sàng rộng hơn, do các cảm biến có thể gắn trên
các khung chụp ngực hay bàn dựng. Cho đến nay, mới chỉ có một vài nghiên cứu lâm
sàng liên quan tới các tấm cảm biến bằng selenium. Tuy nhiên các nghiên cứu đó cũng
cho thấy rằng chất lượng ảnh cung cấp bởi các tấm cảm biến bằng selenium là ngang
bằng với các loại tấm cảm biến và trống selenium khác (17,32). Một ứng dụng lâm

sàng hứa hẹn khác của tấm cảm biến bằng selenium là trong lĩnh vực X quang vú (33).
Chuyển đổi gián tiếp với CCD
CCD là cảm biến nhạy sáng để thu ảnh, bao gồm một mạch tích hợp một mảng
các tụ cốt liền hoặc liên kết với nhau. Năng lượng tia X được chuyển hóa thành ánh
sáng bởi một chất nhấp nháy như caesium iodide pha TI. Lượng ánh sáng phát ra được
thu lại bởi CCD, và ánh sáng được chuyển hóa thành điện tích. Do vùng cảm biến


không thể lớn hơn chip CCD, việc kết hợp nhiều chip để tạo vùng rộng hơn là cần
thiết. Các CCD có thể được dùng cho X quang với vai trị một hệ thống thấu kính CCD
hay một hệ thống rãnh quét CCD. Trong hệ thống thấu kính CCD, một mảng gồm
nhiều các chip CCD tạo ra một vùng cảm biến tương tự như của tấm cảm biến. Thấu
kính quang học cần để giảm phảm vi tia tới để vừa với mảng CCD ( hình 5a). Một hạn
chế của hệ thống thấu kính là suy giảm số lượng photon tới CCD, dẫn đến tỉ lệ tín hiệu
trên nhiễu thấp hơn và hiệu suất lượng tử cũng thấp(34).
Hệ thống rãnh quét CCD dùng ống tia X đặc biệt với anode bằng tungsten.
Bệnh nhân được quét bởi một tia chuẩn trực hình quạt được liên kết đến mảng cảm
biến CCD di chuyển đồng thời có gắn cảm biến độ rộng (Hình 5b). Sự kết hợp của tia
chuẩn trực nhỏ và một cảm biến điều hòa sẽ giảm ảnh hưởng của tia tán xạ trong ảnh,
do các tia này sẽ thốt ra ngồi mà không bị phát hiện. Thêm nữa, hiệu suất lượng tử
tương đối thấp của hệ thống rãnh quét CCD khi so sánh với hệ thống CR có thể được
bù lại bởi ảnh nhiễu ảnh ít(35). Thời gian chiếu xạ bệnh nhân vào khoảng 20 ms, và
quá trình đọc mất tầm 1.3s (36). Bởi vì cần lắp đặt cố định, hệ thống rãnh quét CCD
được chỉ định cho X quang ngực, X quang vú hoặc X quang răng.
Nghiên cứu về các X quang thường quy số dùng CCD là rất hiếm. Thử nghiệm
trên vật mẫu đã được thực hiện để khảo sát hệ thống rãnh quét CCD và so sánh chúng
với màn-phim (35,36) và các cảm biến số khác(16,17,37). Trong tất cả các nghiên cứu
đó, hệ thống dùng CCD được so sánh với tấm cảm biến về chất lượng ảnh và khả năng
nhận biết tương phản thấp cho phép. Các thử nghiệm lâm sàng được thực hiện với cảm
biến rãnh quét chủ yếu tập trung về ứng dụng trên X quang vú (11,38) và X quang răng

số.
Công năng của hệ thống thấu kính CCD là hơi kém so với hệ thống rãnh quét
do nguyên tắc kĩ thuật của nó (16,17), hiệu suất lượng tử thấp hơn đáng kể, và tỉ lệ tín
hiệu trên nhiễu cũng thấp hơn.
Hình 5: Hệ thống DR chuyển đổi gián tiếp dùng CCD. (a) Hình vẽ thể hiện hệ thống
thấu kính – CCD. Năng lượng tia X tới được chuyển hóa thành ánh sáng bởi một chất
nhấp nháy. Ánh sáng phát ra được gom lại bởi một thấu kính quang học để vừa với
kích cỡ của chip CCD, chip này sẽ chuyển hóa quang năng thành các điện tích. (b)
Hình vẽ cho thấy hệ thống rãnh qt CCD. Bệnh nhân được quét bởi các tia X quang


hình quạt. Một cảm biến CCD cùng kích cỡ
di chuyển cùng lúc thu lại ánh sáng phát

ra và

chuyển hóa nó thành các điện tích.
Chuyển đổi gián tiếp với tấm cảm
Hệ thống DR chuyển đổi gián tiếp là cấu

biến
trúc “sandwich”,

bao gồm một lớp chất nhấp nháy, một lớp mạch
diode quang bằng silicon vơ định hình, và
một mảng TFT. Khi photon của tia X đến chấp

nhấp nháy, ánh

sáng nhìn thấy tương ứng với năng lượng phát ra

và được thu lại

bởi một mảng các diode quang và chuyển
hóa thành các điện tích. Các điện tích đó
sau đó dược được đọc bởi mảng TFT tương tự
như ở hệ thống DR chuyển đổi trực tiếp
( Hình 6).
Chất nhấp nháy thường dùng gồm

CsI hay Gd2O2S. Các tinh thể Gd2O2S

được gắn vào các vật liệu dính và là các chất nhấp nháy vơ cấu trúc có cấu trúc tương
đồng với phim phốt pho (34).
Ưu điểm của chất nhấp nháy từ CsI là các tinh thể có thể định hình thành các
đinh rộng 5-10µm, để đặt thẳng góc với mặt cảm biến. Mảng cấu trúc chất nhấp nháy
này giảm thiểu độ khúc xạ của ánh sáng khi đi qua lớp chất nhấp nháy (5,39,40). Từ
đó, các lớp chất nhấp nháy dày hơn cũng có thể dùng được, dẫn đến cường độ ánh sáng
phát ra lớn hơn, đặc tính quang học tốt hơn và hiệu suất lượng tử cao hơn (41).
Một ưu điểm nữa của tấm cảm biến là kích cỡ nhỏ gọn, cho phép tích hợp vào
các bàn dựng hay giá đứng hiện nay. Do các tấm cảm biến bằng CsI dễ bị hỏng dưới
các tác động cơ học bởi cấu trúc của nó, các hệ thống này khơng thể sử dụng ngồi các
bộ lắp đặt cố định và thiếu đi sự linh hoạt. Hệ thống tấm cảm biến di động dùng chất
nhấp nháy từ Gd2O2S có thể chống lại các tác động cơ học như phim phốt
pho(8,42,43). Khuyết điểm nào phát sinh trên cảm biến cũng có thể dẫn đến hỏng cả hệ
thống tạo ảnh, do đó làm thiết bị tạo ảnh dự phòng là rất cần thiết.
Tạo ảnh với tấm cảm biến gần như là một quá trình thời gian thực, với khoảng
thời gian giữa chiếu xạ và hiển thị ảnh ít hơn 10 giây. Như vậy, năng suất của các hệ

thống này khá cao, số bệnh nhân được kiểm tra trong cùng khoảng thời gian đối với
các thiết bị X quang khác cũng nhiều hơn.
Nhiều nghiên cứu lâm sàng cho thấy tấm cảm biến chuyển đổi gián tiếp cung
cấp chất lượng ảnh vượt trội (39,40,44-47). Các nghiên cứu so sánh tấm cảm biến
chuyển đổi gián tiếp với bộ màn phim thường quy (18,21,22,25,28,45,48-51), đĩa phim
phốt pho (17,18,20-27,29,52), hay các cảm biến số khác (16,17,31,37) đã chứng minh
rằng tấm cảm biến cho ra chất lượng ảnh tốt nhất và cho tới nay, sự thể hiện tương
phản thấp của tất cả các cảm biến số đều vượt trội so với màn phim thường.

Hình 6: Hình vẽ cho thấy hệ thống chuyển đổi gián tiếp dựa trên silicon vơ
định hình. Năng lượng của tia X được chuyển hóa thành ánh sáng nhìn thấy bởi lớp
chất nhấp nháy. Ánh sáng phát ra sau đó được chuyển hóa thành các điện tích bởi một
mảng diode quang bẳng silicon và đọc bằng một mảng TFT.

Xử lí ảnh
Sau khi phơi sáng và đọc, dữ liệu ảnh thô phải được xử lí để hiển thị trên máy
tính ( Hình 7). Xử lí ảnh là tính năng then chốt của X quang số, ảnh hưởng lớn đến
cách mà ảnh đến với người chụp (53). Dù có các sản phẩm phần mềm từ nhiều nhà sản
xuất dùng thuật toán tương tự như mở rộng đường biên, giảm nhiễu, và tăng tương
phản để thay đổi ảnh, kết quả vẫn khác nhau đáng kể.
Xử lí ảnh làm tăng chất lượng ảnh bằng cách giảm nhiễu, xóa các lỗi kĩ thuật,
và tối ưu hóa tương phản cho dễ nhìn. Độ phân giải khơng gian ( khoảng khơng để
định hình mức độ và hình dáng vật thể trong ảnh một cách rõ nét) không thể bị ảnh
hưởng bởi các phần mềm xử lí bởi nó phụ thuộc vào các đặc tính kĩ thuật của cảm biến


( ví dụ như kích cỡ điểm ảnh). Tuy nhiên với sự tối ưu hóa xử lí các biến, thiếu hụt độ
phân giải khơng gian có thể làm mất đi phần nào ảnh hưởng(53).
Thay đổi của các tính năng xử lí trên ảnh số là khơng đáng kể. Nếu một tính
năng được nâng cấp, cái khác có thể giảm xuống, thế nên có thể gây ra sự che phủ

khơng mong muốn các tính năng liên quan đến chẩn đốn. Vì vậy xử lí ảnh phải được
tối ưu hóa cẩn thận đối với mỗi hệ thống X quang số. Thêm nữa, các thuật toán phải
được phỏng theo mỗi khu vực giải phẫu – có nghĩa là, ví dụ các chuẩn khác nhau được
yêu cầu đối với chụp X quang ngực ở bên, sau, trước.
Phần mềm xử lí ảnh thường được đi kèm với cảm biến và không thể thay thế
bằng phần mềm khác. Tổng quát lại, cách sắp xếp này cho phép các thuật tốn xử lí
được tối ưu hóa với một cảm biến đặc thù nhưng không loại trừ khả năng dùng một gói
phần mềm khác có thể nâng cao chất lượng hình ảnh hơn nữa.
Một nghiên cứu bởi Prokop và Schaefer-Prokop(53) cung cấp một cái nhìn sâu
hơn về các khả năng kĩ thuật của xử lí ảnh số.


Hình 7: Ảnh sau xử lí. Ảnh ngồi cùng bên trái là ảnh thơ ban đầu chưa qua xử
lí. Ba cái cịn lại đã qua xử lí số bằng các cách khác nhau để thể hiện sự ảnh hưởng
của các công cụ phần mềm đa dạng trong hiển thị ảnh. Nâng cao tương phản ( ảnh thứ
hai từ trái sang) làm cấu trúc giải phẫu dễ nhìn và phân biệt, giảm tương phản ( ảnh
thứ ba từ trái sang) dẫn đến cấu trúc nhìn mượt mà, và mở rộng đường biên (ảnh
cuối) cung cấp cái nhìn rõ rang hơn về các trúc của xương.

Các khía cạnh của chất lượng ảnh
Bảng 2 cho thấy một vài đặc tính kĩ thuật liên quan của các hệ thống X quang
khác nhau.
Kích cỡ điểm ảnh, Ma trận và Kích cỡ cảm biến
Ảnh số cấu thành từ các nguyên tố hình ảnh, hay các điểm ảnh. Một tập hợp hai
chiều các điểm ảnh trong ảnh được gọi là ma trận, thường thể hiện qua độ dài của
chiều rộng ( trong điểm ảnh) (Bảng 2). Độ phân giải khơng gian tối đa có thể đạt được
( tần số Nyquist, số vòng trên một milimet) được xác định bởi cỡ điểm ảnh và khoảng
cách. Kích cỡ điểm ảnh càng bé ( hay ma trận lớn hơn) thì độ phân giải tối đa càng
cao.
Kích cỡ tổng thể của cảm biến quyết định rằng cảm biến có phù hợp với tất cả

các ứng dụng lâm sàng hay không. Vùng cảm biến to hơn thì cần cho chụp ngực hơn là
chụp đầu. Trong hệ thống dùng cassette, có thể sử dụng các kích cỡ khác nhau.


Độ phân giải khơng gian
Độ phân giải khơng gian có thể hiểu là độ tách biệt nhỏ nhất giữa các vật thể có
tương phản cao có thể xử lí được. Trong các cảm biến số, độ phân giải không gian
được xác định và giới hạn bởi kích cỡ điểm ảnh nhỏ nhất. Tăng liều chiếu xạ đến cảm
biến sẽ không làm nâng cao độ phân giải không gian tối đa. Mặt khác, tán xạ của tia X
và các photon ánh sáng đến cảm biến có ảnh hưởng đến độ phân giải không gian. Do
vậy, độ phân giải không gian nội của cảm biến chuyển đổi trực tiếp bằng selenium cao
hơn của cảm biến chuyển đổi gián tiếp. Chất nhấp nháy có cấu trúc có nhiều ưu điểm
hơn so với chất nhấp nháy khơng cấu trúc.
Theo như định lí Nyquist, cho kích cỡ một điểm ảnh là a, độ phân giải khơng
gian tối đa là a/2. Với kích cỡ điểm ảnh là 200µm thì tần số khơng gian tối đa sẽ là 2.5
vịng/mm. Dải chẩn đốn đối với X quang thường quy là từ 0 đến 3 vịng/mm (34,54);
chỉ có thể thế hệ cũ hơn dùng phim phốt pho mới không đạt tiêu chuẩn này (Bảng 2).
Với X quang vú số, độ phân giải khơng gian chẩn đốn được kiến nghị cao hơn đáng
kể ( >5 vòng/mm), cho thấy sự cần thiết về các cảm biến được thiết kế đặc biệt có kích
cỡ điểm ảnh nhỏ hơn và độ phân giải cao hơn (11).
Hàm truyền điều chế
Hàm truyền điều chế (MTF) là khả năng truyền điều chế tín hiệu vào trong một
tần số không gian cho trước đến đầu ra của cảm biến(55). Trong X quang, vật thể có
các kích cỡ khác nhau và độ mờ được hiển thị với giá trị trên thang màu xám khác
nhau trong ảnh. MTF phải làm việc với hiển thị tương phản và kích cỡ vật. Đặc biệt
hơn, MTF có nhiệm vụ chuyển giá trị độ tương phản của các vật thể khác nhau ( độ
tương phản của vật) thành các mức cường độ tương phản trên ảnh ( độ tương phản của
ảnh). Với tạo ảnh thường, các chi tiết liên quan nằm trong khoảng 0 đến 2 vòng/mm,
được kiến nghị là các giá trị MTF cao.
MTF rất hữu hiệu với đo độ phân giải thật hay độ phân giản hiệu quả, do nó là

độ mờ và tương phản trên một dải tần không gian. Giá trị MTF của các cảm biến được
đo và thảo luận sâu xa hơn bởi Illers et al.(56).
Dải tần nhạy sáng
Dải tần nhạy sáng là các tín hiệu phản hồi đo được từ cảm biến bị chiếu bởi tia
X (55). Trong kết cấu màn –phim thường, đồ thị của dải tần nhạy sáng là hình S trong
một dải phơi sáng hẹp đối với phim được làm đen tối đa (Hình 8); do đó, phim có độ
chịu đựng thấp với độ phơi sáng cao hơn hay thấp hơn yêu cầu, dẫn đến phơi sáng


hỏng hay ảnh không đủ chất lượng. Với cảm biến số, dải tần nhạy sáng là dải phơi sáng
tia X để có được ảnh đủ chất lượng. Các cảm biến số có dải tần nhạy sáng cao hơn và
tuyến tính hơn, và trong thực nghiệm lâm sàng, hầu như loại bỏ nguy cơ phơi sáng
hỏng. Một ảnh hưởng tích cực nữa của dải tần nhạy sáng rộng là sự khác biệt về sự hấp
thụ giữa các mô khác nhau ( ví dụ xương với mơ mềm) có thể được hiển thị trên một
ảnh mà không cần thêm các ảnh khác. Mặt khác, do chức năng của cảm biến nâng cao
khi liều chiếu xạ tăng, cần phải lưu ý để bệnh nhân không bị chiếu xạ nhiều hơn mức

cần thiết để có một bức ảnh đủ để chẩn đốn.
Hình 8: Đồ thị biểu diễn dải tần nhạy sáng của màn-phim và cảm biến số. Hệ
thống màn phim chỉ có một giới hạn chịu đựng với chiếu xạ, dẫn đến một đường cong
dốc và bó sát, cịn đường cong của cảm biến số ít dốc hơn và che phủ một khoảng
rộng hơn. Kết quả là một tín hiệu phản hồi tối ưu sẽ xuất hiện ở dải phơi sáng rộng
hơn của cảm biến số, so với màn-phim.
Hiệu suất cảm biến lượng tử
Hiệu suất cảm biến lượng tử (DQE) là một trong những tham số vật lí cơ bản
liên quan đến chất lượng ảnh X quang và có thể hiểu là hiệu suất của một cảm biến
trong việc chuyển đổi năng lượng tia X tới thành tín hiệu ảnh. DQE được tính bằng


cách so sánh tỉ lệ tín hiệu trên nhiễu ở đầu ra cảm biến với tỉ lệ đó ở đầu vào như một

hàm tần số không gian (55). DQE phụ thuộc vào liều chiếu xạ, tần số không gian,
MTF, và chất liệu làm cảm biến. Chất lượng ( áp và dịng) của tia X cũng có ảnh
hướng quan trọng đến DQE(41).
Giá trị DQE cao cho thấy cần chiếu xạ ít hơn để có ảnh tốt; nâng cao DQE và

giữ nguyên liều chiếu sẽ tăng chất lượng ảnh.
Hình 9: Đồ thị biểu diễn đường cong DQE của 4 cảm biến số. CR1 là phim
phốt pho cấu trúc đinh và máy quét theo đường thẳng (MD5.0/DX-S; Agfa-Gevaert,
Mortsel, Belgium), CR2 là phim phốt pho không cấu trúc và máy quét điểm di động
(MD40/ADC Compact, Agfa-Gevaert), Indirect FPD là tấm cảm biến bằng CsI
(Pixium4600;Trixell, Moirans, France), Direct FPD là tấm cảm biến bằng selenium
(DR 9000; Kodak, Rochester, NY).
Cảm biến lí tưởng có DQE bằng 1, tức là tất cả năng lượng chiếu xạ đều được
hấp thu và chuyển hóa thành thơng tin ảnh. Trong thực nghiệm, DQE của cảm biến số
giới hạn ở khoảng 0.45 ở 0.5 vịng/mm ( hình 9). Trong vài năm nay, nhiều phương
pháp đo DQE đã được phát hành (41), làm cho sự so sánh các giá trị DQE vô cùng khó
khăn. Năm 2003, chuẩn IEC62220-1 được giới thiệu để chuẩn hóa các phương pháp đo
DQE và làm chúng có thể so sánh được.
Đường cong DQE của 4 cảm biến số được biểu diễn trong hình 9. Hệ thống
màn phim có DQE ngang với của cảm biến CR2 trong hình 9.

Chiếu xạ
Nói chung, giá trị DQE của hầu hết các cảm biến số đều cao hơn màn phim,
ngồi ra cịn mang đến chất lượng ảnh tốt hơn, cảm biến số có tiềm năng giảm thiểu
đáng kể liều chiếu xạ lên bệnh nhân mà không ảnh hưởng đến chất lượng ảnh. Nhiều