Đầu dò tia X trong X quang số

Review

Đầu dị tia X trong X quang số
Tóm tắt. X quang số đem lại khả năng cải thiện chất lượng hình ảnh cũng như tạo cơ hợi
cải tiến trong quản lý ảnh y tế, chẩn đốn bằng máy tính và chẩn đốn hình ảnh từ xa.
Chất lượng ảnh liên quan chặt chẽ đến rự rõ ràng và chính xác của thông tin thu nhận từ
chùm tia X phát xạ đến bệnh nhân, nói cách khác là hiệu suất của đầu dò tia X. Các máy
X quang số phải đáp ứng yêu cầu bức xạ riêng biệt nơi mà chúng sẽ được sử dụng. Các
thông số quan trọng là độ phân giải không gian (spatial resolution - là khoảng cách nhỏ
nhất giữa hai vật phản xạ mà chúng có thể phân biệt rõ tín hiệu dợi trên màn hình hiển
thị), tính thống nhất của đáp ứng (uniformity of response), độ nhạy tương phản (contrast
sensitivity), dải tần nhạy sáng (dynamic range), tốc đợ và tỉ lệ khung hình thu được
(acquisition speed and frame rate). Dưới góc nhìn vật lý định nghĩa hiệu suất của đầu dò
tia X sẽ được đề cập lại. Một vài hứa hẹn hỗ trợ và thử nghiệm công nghệ dị mà có thể
phù hợp với X quang số đã được nhắc đến. Thiết bị này có thể được sử dụng trong đầu dị
tồn diện tích và nhiều đánh giá về hệ thống quét tia X sẽ được thảo luận. Các cách tiếp
cận khác nhau dựa trên các chuyển đổi lân quang tia X, nơi mà lượng tử ánh sáng được
sinh ra như một giai đoạn trung gian, cũng như điều khiển sự chuyển đổi từ tia X sang
điện tích như là ZnCdTe, Selen vơ định hình và tinh thể Silicon.

1. Giới thiệu.
Lợi ích của việc thu nhận hình ảnh X quang y tế ở dạng số nhanh chóng trở nên rõ ràng
sau sự ra đời của chụp cắt lớp điện tốn (CT) của Hounsfield (1973). Những lợi ích này
bao gồm việc ghi lại thơng tin với đợ chính xác cao, tăng tính linh hoạt các đặc tính hiển
thị và dễ dàng truyền tải hình ảnh từ nơi này đến nơi khác qua hệ thống thông tin. CT là
một ứng dụng khá phức tạp của X quang số, và gần đây, phương pháp tiếp cận kỹ thuật số
đơn giản, nhiều xu hướng kỹ thuật chủ đạo như là chụp động mạch (angiography) và X
quang thường quy (conventional projection radiography) cũng như là siêu âm và ảnh y
học hạt nhân đã được phát triển. Mợt phần lí do ngày nay CT ngay lập tức được chấp

nhận là do những lợi ích rõ ràng trong thực tế của ảnh chụp cắt lớp ngang và khả năng
của CT hiển thị tinh tế sự suy giảm mô khác nhau. Nó có nhiều giá trị mong muốn hơn
với đợ phân giải không gian cao mà không thể đạt được với các đầu dị thơ và cơng suất
máy tính hạn chế tại thời điểm đó, nhưng mà có thể đạt được với chuẩn hình ảnh chụp X
quang (standard radiographic projection imaging).
Sự phát triển trong cải tiến các công nghệ đầu dị (detector technologies), cũng như máy
tính mạnh hơn rất nhiều, hiển thị số độ phân giải cao và thiết bị đầu ra laze cần thiết trước
khi chụp X quang số có thể tiến xa hơn. Ban đầu, người ta nghĩ rằng chụp X quang số sẽ
phù hợp với các hạn chế địi hỏi ở hiệu suất khơng gian của ảnh phim. Tuy nhiên, ảnh
phim thường bị hạn chế bởi bề rộng tiếp xúc do đường cong đặc trưng của phim và bởi
nhiễu kết hợp với chi tiết phim và việc sử dụng không hiệu quả bức xạ tới. Hơn nữa thực
nghiệm đã thừa nhận rằng giới hạn độ phân giải không gian cao không quan trọng như
khả năng cung cấp đợ tương phản hình ảnh ngồi mợt phạm vi rợng phát tia X cho mọi
tần số không gian lên đến một độ phân giải giới hạn khiêm tốn (Yaffe 1994). Mợt hệ
thống X quang số có thể cung cấp hiệu suất như vậy cũng như cho phép thực hiện các kỹ
thuật xử lý hình ảnh trên máy tính, lưu trữ, truyền ảnh số và khai thác định lượng các
thông tin hữu ích về y tế từ các hình ảnh.
Trong lịch sử, đã có mợt sự quan tâm lớn trong việc phát triển hệ tạo ảnh kĩ thuật số cho
chụp X quang ngực bởi vì những yếu kém của hệ thống màn phim trong việc cung cấp
đầy đủ bề rộng và độ tương phản tốt ở phổi và các vùng trung thất và mong muốn thực
hiện các tính năng như xử lý ảnh, hệ thống truyền ảnh đi xa, lưu trữ số và phục hồi
(PACS). Tesic và cộng sự (1983) đã mơ tả mợt hệ thống số qt từng dịng (single-linescanning digital system) cho chụp X quang ngực sử dụng 1024 diode quang rời rạc cùng
với mợt chất hóa học Gd2O2S. Hệ thống này địi hỏi mợt thời gian qt là 4,5s và cung
cấp một độ phân giải không gian hạn chế 1 chu kì/mm. Goodman và cợng sự (1988) và
Fraser và cộng sự (1989) xem xét những điểm mạnh và điểm yếu của các phương pháp
tiếp cận khác nhau để chụp X quang ngực kỹ thuật số có sẵn thời điểm đó. Họ đã xác
định tiềm năng của chụp X quang ngực kỹ thuật số trong khi chỉ ra những cải tiến đó là
cần thiết cho kỹ thuật này để được chấp nhận bởi các bác sĩ X quang.

Hệ thống số trong chụp mạch xóa nền (DSA) và một số loại chiếu chụp X quang hiện nay
trong sử dụng rộng rãi trong lâm sàng và hệ thống đặc biệt trong các ứng dụng phức tạp
(khắt khe) như X quang vú hiện đang được phát triển. Các hệ thống kỹ thuật số sẵn có
như vậy sẽ có khả năng cho sự ra đời của chẩn đốn bằng máy tính (Chan và cộng sự
1987, Giger và cộng sự 1990). Đã có mợt số đánh giá trước đây cơng nghệ dị ảnh số, đặc
biệt là bởi Rougeot (1993).

2. Ảnh số - Digital images
Hầu như tất cả các ảnh tia X được dựa trên truyền dẫn lượng tử thông qua cơ thể , với độ
tương phản khác nhau xuất hiện do sự khác biệt về độ dày và thành phần của giải phẫu.
Hệ thống phát xạ tia X trong mặt phẳng của hệ tạo ảnh có thể được coi như là mợt sự
thay đởi liên tục của dịng tia X với vị trí. Mơ hình giả thút được trình bày theo mợt
chiều trong hình 1(a). Mợt đầu dị ảnh tương tự và cố gắng để tái tạo lại ảnh này một cách
trung thực, ví dụ như những biến thể của mật đợ quang học trong phát triển một phim nhũ
tương. Về nguyên tắc, các biến thể là không gian liên tục và miễn là đủ số lượng tia X
được sủ dụng, chúng cũng liên tục trên các mức cường độ.
Một sơ đồ hệ thống X quang số chung được đưa ra trên hình 2. Ở đây, bợ thu nhận ảnh
tương tự được thay thế bằng mợt đầu dị chuyển đởi năng lượng trong phát xạ chùm tia X
thành tín hiệu điện tử, sau đó số hóa và ghi vào bợ nhớ máy tính. Các hình ảnh sau đó có
thể được xử lý, hiển thị, truyền hoặc lưu trữ sử dụng chuẩn tính tốn và phương pháp
truyền thơng số.
Trong mợt số hệ tạo ảnh, tại mợt số giai đoạn, mơ hình phát xạ tia X được lấy mẫu cả
trong chiều không gian và cường đợ, như minh họa trong hình 1(b). Trong chiều khơng
gian, các mẫu thu được như là trung bình của cường độ qua các thành phần ảnh hoặc
pixel. Đây là những khu vực hình vng được đặt với khoảng cách bằng nhau trên khắp
mặt phẳng ảnh. Theo chiều cường độ, tín hiệu được chia ra mợt số hữu hạn các mức. Đó
thường là lũy thừa của 2 và trị số n - số bít số hóa ảnh. Giá trị cường đợ của ảnh số, do
đó, chỉ có trên các giá trị rời rạc và các thông tin liên quan đến cường độ trung gian và
biến thể trên tỷ lệ các điểm ảnh con bị mất khi số hóa.

Hình 1: Các khái niệm về hình ảnh kỹ thuật số.a) Thơng tin của một hình ảnh tương tự thay đổi
liên tụccả về khơng gian và cường độ tín hiệu. b) Trong một hình ảnh lỹ thuật số, lấy mẫu rời rạc
thời gian vị trí và cường độ.


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

Để tránh sự xuống cấp của chất lượng ảnh trong q trình số hóa điều quan trọng là kích
thước điểm ảnh và độ sâu bit phù hợp với các yêu cầu về độ phân giải không gian thực và
độ chính xác của ảnh được xác định bởi các yếu tố hạn chế cơ bản như là: tiêu điểm
không nhọn (the focal spot unsharpness), kết cấu giải phẫu (anatomical) và đợ nhiễu
lượng tử.

3. Thuộc tính, tính chất đầu dị.
Các tḥc tính quan trọng của đầu dị là: trường qt (field coverage), đặc trưng hình
học, hiệu suất lượng tử, độ nhạy, độ phân giải không gian, nhiễu đặc trưng, dải tần nhạy
sáng, tính đồng nhất, tốc độ đạt được, tỉ lệ và hiệu suất khung hình. Trong hầu hết, khơng
phải tất cả, các cơng nghệ dị khác nhau địi hỏi phải có sự hài hịa giữa các ́u tố.
3.1. Trường qt-Field coverage
Hệ tạo ảnh phải có khả năng ghi lại tia X phát xạ trên vùng giải phẫu được khảo sát.
Người ta có thể ước tính các u cầu của đầu dò X quang số từ các ảnh thu nhận trong
ảnh thường quy. Ví dụ, chụp X quang ngực yêu cầu một trường ảnh 35x43 cm, trong khi
chụp X quang vú có thể được chứa trên kích thước 18x24 cm hoặc 24x30 cm. Ảnh tăng
sáng dùng huỳnh quang và phim ảnh huỳnh quang cung cấp trường trịn với đường kính


từ 15 đến 40cm. Ngồi ra, vì các chùm tia X phân kì, hình ảnh ln qua mợt số đợ phóng
đại nhất định của ảnh X quang. Thơng thường, là chỉ 10%, tuy nhiên, trong nghiên cứu
phóng đại cố ý được áp dụng, đó có thể là mợt hệ số của 2 hoặc hơn và do đó việc sử

dụng lâm sàng phải được xem xét cẩn thận khi xác định u cầu kích thước đầu dị.
3.2. Đặc trưng hình học - Geometrical characteristics
Một yếu tố được xem xét ở đây là những “vùng chết” có thể tồn tại xung quanh và các
cạnh của đầu dị. Trong mợt đầu dị điện tử dùng cho chụp X quang số, nó được yêu cầu
cho việc định tuyến của dây dẫn hoặc vị trí của các thành phần dị phụ trợ như bợ đệm,
đồng hồ, … Vùng chết cũng có thể xảy ra khi mợt vùng có diện tích lớn được tiếp giáp
với mợt đơn vị máy dò nhỏ hơn. Đối với các máy dị có các thành phần cảm biến rời rạc,
chúng ta có thể xác định các yếu tố như phần diện tích của mỗi phần tử đầu dị đó nhạy
cảm với các tia X tới. Trong mợt số ứng dụng (ví dụ trong chụp X quang vú) điều quan
trọng là các đầu dị có diện tích khơng đáng kể hoạt đợng trên một hoặc nhiều cạnh để
tránh không bao gồm các mơ từ ảnh. Điều này có thể ngăn cản việc sủ dụng đầu dò với
vỏ màu đen, như ảnh tăng sáng chân không, từ những ứng dụng này. Trong bất kì trường
hợp nào, vùng chết trong các đầu dị dẫn đến sử dụng không hiệu quả của bức xạ phát xạ
bởi bệnh nhân trừ khi chuẩn trực trước khi có thể sử dụng để che dấu các bức xạ sẽ rơi
vào các vùng chết. Thơng thường vì liên kết phức tạp và tiêu điểm vùng bán ảnh (vùng
nửa tối), điều đó là khơng thực tế.
Mợt ́u tố hình học phải được coi là biến thể. Một hệ tạo ảnh chất lượng cao sẽ đưa ra
một cách trung thực không gian ánh xạ từ dạng tia X vào đến ảnh đầu ra. Các ảnh có thể
được thu nhỏ, tuy nhiên, các tỉ lệ thành phần nên được giữ nguyên trên trường ảnh. Sự
méo ảnh có thể làm ánh xạ này trở nên phi tún. Nó có thể phù hợp với khơng gian hoặc
phụ tḥc vào góc. Đó có thể được được lựa chọn các thấu kính, sợi hoặc quang điện tử
được sử dụng trong các hệ tạo ảnh và làm phát sinh biến dạng hình mặt gối hoạc thùng.
Cuối cùng, cần lưu ý rằng máy dị kỹ thuật số có thể chia làm 2 loại, cảm biến cố định
hoặc băng từ thay thế. Trước đây, máy thu và màn hình của nó được tích hợp vào máy X
quang. Trong khi điều này địi hỏi mợt máy được thiết kế đặc biệt với chi phí cao hơn, nó


cũng giúp loại bỏ sự cần thiết cho lắp, tháo dỡ và mang băng catset vào một đầu đọc
riêng và các chi phí nhân cơng liên quan. Đồng thời, việc sử dụng 1 hoặc 1 số lượng hạn
chế các thụ thể đơn giản hóa việc hiệu chỉnh các thụ thể không đồng đều (xem bên dưới).

Một hệ thống tái sử dụng băng có thể là mợt ưu điểm, nơi mà mức đợ cao của tính di
đợng và linh hoạt là cần thiết, chẳng hạn như trong các tình huống chăm sóc đặc biệt
hoặc phịng mở, và có lợi thế là tương thích với các máy (units) X quang hiện có.
3.3 Hiệu suất lượng tử - Quantum efficiency
Hoạt động thu nhận hình ảnh ban đầu trong tất cả các đầu dị tia X là giống hệt nhau. Để
tạo ra mợt tín hiệu, lượng tử tia X phải tương tác với các vật liệu dò. Xác suất tương tác
hoặc hiệu suất lượng tử cho năng lượng lượng tử E=h.v được cho bởi
Ƞ=1-

(1)

Trong đó, µ là hệ số suy giảm tún tính của vật liệu dị, T là bề dày hoạt đợng của đầu
dị. Bởi vì hầu như tất cả các nguồn tia X cho chụp X quang là đa năng, do đó, tia X phát
ra trên một phổ năng lượng, hiệu suất lượng tử phải được xác định tại mỗi mức năng
lượng hoặc phải được thể hiện như một giá trị “ hiệu dụng” trên phổ của tia X tới (thu
được trên máy dị). Quang phở này sẽ bị ảnh hưởng bởi hiệu ứng lọc của bệnh nhân nơi
mà làm cứng chùm tia, tức là, làm cho nó mạnh hơn, khả năng đâm xuyên cao hơn.
Hiệu suất lượng tử có thể tăng lên bằng cách làm các đầu dò dày hơn hoặc bằng cách sử
dụng vật liệu có giá trị µ cao hơn bởi vì tăng số ngun tử và mật đợ. Hiệu suất lượng tử
so với năng lượng tia X cho các độ dày khác nhau của một số vật liệu trong hình 3 và 4.
Hiệu suất lượng tử nói chung là cao nhất ở mức năng lượng thấp, giảm dần với năng
lượng ngày càng tăng. Nếu vật liệu có mợt lớp hấp thụ nguyên tử trong khu vực năng
lượng quan tâm, hiệu suất lượng tử tăng lên đáng kể trên năng lượng này, vì mợt vùng ƞ
nhỏ nhất cho các năng lượng ngay dưới lớp hấp thụ. Với 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 dò. Sự tương tác của một lượng tử tia X tới sinh ra một quang
điện tử tốc độ cao. Tiêu hao động năng trong máy dị, kích thích và ion hóa xảy ra, sinh ra
các tín hiệu thứ cấp (lượng tử quang học hoặc điện tích).

3.4. Độ phân giải không gian-Spatial resolution
Độ phân giải không gian trong chụp X quang được xác định bởi các đặc trưng đầu dị và
bởi các ́u tố khơng liên quan đến các thụ thể (receptor). Nhóm thứ hai bao gồm độ
không sắc nét phát sinh từ các yếu tố hình học. Vd như: ‘penumbra’- nửa tối nửa sáng do
kích thước hiệu dụng của nguồn tia X và đợ phóng đại giữa cấu trúc giải phẫu liên quan
và mặt phẳng thụ thể ảnh (image receptor), hoặc chuyển động tương đối giữa nguồn tia
X, bệnh nhân và thụ thể ảnh trong khi tiếp xúc. Các yếu tố liên quan đến đầu dị phát sinh
từ kích thước khẩu đợ hiệu dụng của nó, khoảng khơng gian lấy mẫu giữa các phép đo, và
bất kì các tín hiệu tác dụng bên trong đầu dị và màn hình.
Đầu dị trong X quang số thường gồm các thành phần rời rạc, thơng thường là kích thước
và khoảng cách khơng đởi. Các kích thước của phần hoạt đợng của mỗi thành phần đầu
dị xác định mợt khẩu độ. Khẩu độ xác định đáp ứng không gian của các đầu dị.
Trong ví dụ, nếu khẩu đợ là hình vng với kích thước d, thì hàm truyền điều chế (MTF)
của đầu dị có dạng sinc(f), trong đó f là tần số không gian dọc theo hướng x hoặc y, và
MTF có giá trị 0 đầu tiên tại tần số f=, thể hiện trong mặt phẳng của đầu dị(hình 5). Mợt
đầu dị với d=50µm sẽ có MTF với giá trị khơng đầu tiên của nó tại f=20 chu kỳ/mm, bởi
vì phóng đại, tần số này sẽ cao hơn trong mặt phẳng bệnh nhân.


Hình 3: Hiệu suất tương tác lượng tử ƞ, với các độ dày khác nhau của chất hóa học được chọn.
Lưu ý rằng, trừ CsI, một phần nhỏ chất hóa học được kết hợp với 1 chất kết dính, làm mật độ
nén bị giảm (thường đến 50%), do đó độ dày màn hình phải được tăng lên để cung cấp các giá
trị suy hao được hiển thị.

Cũng không kém phần quan trọng là khoảng thời gian lấy mẫu p của máy dị, tức là đợ
dốc trong mặt phẳng dị giữa các thành phần đầu dò hoặc các phép đo. Định lý lấy mẫu
nói rằng chỉ có tần số khơng gian trong mơ hình bên dưới () (tần số Nyquist) có thể là
hình ảnh trung thực. Nếu các mẫu chứa tần số cao hơn, thì mợt hiện tượng gọi là răng cưa
xuất hiện trong đó phở tần số của mẫu các hình ảnh bên ngồi tần số Nyquist được nhân

đơi hoặc là bợi của tần số đó trong kiểu xếp và thêm vào phổ tần số thấp, làm tăng lượng
quang phổ rõ ràng của ảnh tại các tần số thấp hơn (Bendat and Piersol 1986). Trong mợt
máy dị gồm các thành phần rời rạc, khoảng thời gian lấy mẫu nhỏ nhất đạt được trong
việc thu nhận một ảnh đơn là p=d, vì vậy tần số Nyquist là , trong khi các đáp ứng khẩu
độ giảm xuống 0 ở 2 tần số (cao hơn nếu kích thước khu vực cảm biến của các thành
phần dò nhỏ hơn d, trong vd bởi vì tất cả các thành phần của đầu dị là nhỏ hơn 1.0).

Hình 4. Hiệu suất tương tác lượng tử ƞ của các vật liệu dò chuyển đổi trực tiếp.

Sai số lấy mẫu có thể tránh được bằng cách ‘hạn chế dải- band limiting’ hình ảnh, tức là
làm yếu (suy giảm) các tần số cao hơn như là nó khơng mang thơng tin hình ảnh đáng kể
trên (vượt q) tần số Nyquist. Việc làm mờ kết hợp với tiêu điểm có thể phục vụ mục
đích này. Lưu ý rằng điều này không thể ngăn các răng cưa của nhiễu tần số không gian


cao. Phương pháp thay thế mà làm giảm hiệu ứng răng cưa của cả tín hiệu vào và nhiễu
yêu cầu tần số lấy mẫu của hệ tạo ảnh được tăng lên. Một phương pháp để đạt được điều
này gọi là phối màu, liên quan đến việc thu nhận chuyển động vật lý của máy dị bởi mợt
phần nhỏ cường đợ điểm ảnh giữa những lần thu nhận liên tiếp. Các ảnh con sau đó được
kết hợp để tạo ảnh cuối cùng. Điều này làm giảm p, qua đó cung cấp 1 tần số Nyquist
cao. Mợt vài máy dị khơng có răng cưa ở giai đoạn hấp thụ tia X, nhưng p và d được
định nghĩa trong kết cấu màn hình của chúng. Đây là trường hợp trong các hệ thống dị
ảnh kích thích quang được mơ tả dưới đây, tấm phủ quang liên tục, nhưng các mẫu laser
hiển thị trên các điểm rời rạc. Điều này có thể cung cấp mợt số tính linh hoạt trong thiết
lập đợc lập khoảng thời gian lấy mẫu và kích thước khẩu đợ hiệu dụng (vùng laze- laser
spot size) để tránh răng cưa. Các vấn đề về lấy mẫu trong các hệ thống số đã được xem
xét lại bởi Dobbins(1995).
Trong thiết kế tổng thể của một hệ tạo ảnh, điều quan trọng là nguồn vật lý khác của sự
không sắc nét được xem xét khi kích thước khẩu đợ và khoảng thời gian lấy mẫu được

lựa chọn. Nếu, trong ví dụ, MTF bị giới hạn bởi đợ mờ vì tiêu điểm, nó sẽ có ít giá trị để
cải thiện hệ thống bằng cách thiết kế các thụ thể với các thành phần đầu dò nhỏ hơn.


Hình 5: Kết quả của khẩu độ đầu dị hình chữ nhật 50µm trên MTF của thụ thể ảnh. Tần số
Nyquist , trên nơi rà răng cưa xuất hiện được hiển thị.

3.5 Nhiễu – Noise
Tất cả các hình ảnh được tạo ra bởi lượng tử là các thống kê trong tự nhiên (statistical
nature), tức là mặc dù các mơ hình ảnh có thể được dự đốn bởi các đặc tính suy giảm
của bệnh nhân, nó sẽ dao đợng ngẫu nhiên vè giá trị dự đốn trung bình. Sự biến thiên
của cường độ tia X sau thống kê Poisson về số lượng trung bình các lượng tử tia X, , rơi
vào mợt trong các thành phần đầu dị của mợt vùng nhất định, bằng . Tương tác với các
đầu dị có thể được biểu diễn như là mợt quy trình nhị thức (binomial process) với xác
suất thành cơng ƞ, và nó đã được chứng minh (Barrett and Swindell
1981) là sự phân bố tương tác lượng tử vẫn là Poisson với độ lệch chuẩn
.
Nếu giai đoạn dị được theo sau bởi mợt q trình mà cung cấp mợt đợ lợi (gain) trung
bình ğ, thì sau đó tín hiệu trở thành

(2)


q=ƞ.ğ.

(3)

trong khi phương sai của tín hiệu là:
=ƞ.(+)

(4)

Nói chung, q khơng phải phân phối Poisson ngay cả khi g có phân phối Poisson. Tương
tự, ảnh hưởng của giai đoạn bổ sung thu được (hoặc mất đi) có thể được thể hiện bằng
cách lan truyền biểu hiện này hơn nữa (Rabbani và cộng sự 1987, Cunningham và cộng
sự 1994, Yaffe and Nishikawa 1994). Nó cũng có thể là mợt nguồn nhiễu độc lập khác tác
động vào các giai đoạn khác nhau của hệ tạo ảnh. Tác dụng của chúng trong phương sai
tại các giai đoạn sẽ được tính đến và sự biến động sẽ phải chịu mức tăng của các giai
đoạn tiếp theo của hệ tạo ảnh. Phân tích tồn bợ tín hiệu và nhiễu lan truyền trong mợt hệ
thống máy dị phải được đưa vào tính tốn sự phụ tḥc tần số khơng gian của cả tín hiệu
và nhiễu. Truyền tín hiệu có thể có các đặc tính về hàm truyền điều chế MTF(f), f là tần
số không gian, trong khi nhiệu được mô tả bởi nhiễu nguồn hoặc nhiễu phở Wiener W(f).
Phương pháp tính tốn các đặc tính quang phở Wiener của máy dị phải chính xác là phi
tún trong máy dị và phải tính tốn đúng các tương quan khơng gian của tín hiệu và
thống kê biến thiên (Rabbani và cộng sự 1987, Cunningham và cộng sự 1994).
Như đã thảo luận trong phần 4, điều quan trọng là số lượng tử thứ cấp hay điện tử ở mỗi
giai đoạn dị có phần lớn hơn ƞ, để tránh nhiễu đầu dị bị ảnh hưởng bởi mợt phần lượng
tử thứ cấp.
Bảng 1. Đặc tính của chất quang và chất quang dẫn sử dụng như đầu dò tia X trong X
quang số, bao gồm số nguyên tử Z và K hấp thụ năng lượng , của thành phần hấp thụ chủ
yếu. Độ nhạy sáng được thể hiện như năng lượng, w, được hấp thụ để phát ra một lượng
tử ánh sáng trong chất phát quang hoặc một cặp điện tử - lỗ trống trong chất quang dẫn.
Hiệu suất phát quang, , là xác suất khi lớp K xuất hiện 1 tương tác quang điện, nó sẽ phát
ra (đặc tính) tia X hơn là một điện tử Auger phát ra.


Từ Evans(1995).
7 eV (giá trị lý thuyết tại trường vô hạn).
Ước tính bằng cách nhân năng lượng vùng cấm của 8.3eV với 3 (Klein 1968) và sau đó
là 2 với hiệu suất 50% của trap filling trong khi phát xạ tia X. Giá trị cao hơn phản ánh sự

giảm có thể lên đến hệ số 2 do lọc lại khi hiển thị (readout).

3.6 Độ nhạy- Sensitivity
Đầu ra cuối cùng của hầu như tất cả các đầu dò tia X là mợt tín hiệu điện, vì vậy đợ nhạy
có thể được định nghĩa theo điện thế sinh ra bởi đầu dò tia X liên quan tới lượng tử tia X
của một năng lượng theo lý thuyết. Độ nhạy của bất cứ hệ tạo ảnh nào đều phụ thuộc vào
ƞ và hiệu suất chuyển đởi chính (hiệu suất chuyển đởi năng lượng trong tương tác tia X
đo được dễ dàng hơn lượng tử quang học hay điện tích). Hiệu suất chuyển đởi có thể
được biểu diễn dưới dạng năng lượng, w, cần thiết để chuyển một photon sáng thành
photon quang, một cặp điện tử- lỗ trống trong chất dẫn quang (hoặc chất bán dẫn), hoặc
mợt cặp điện tử-ion trong mợt máy dị khí.


Hình 6: Sơ đồ mức năng lượng tinh thể được sử dụng trong
a) máy dị tia X chuyển đởi trực tiếp
b) chất phát quang thông thường
c) phát quang ảnh lân quang
Giá trị w trong vài đầu dị điển hình được cho trong bảng 1. Các yếu tố giới hạn liên quan
đến cấu trúc bên trong của chất rắn từ đó các đầu dị được thực hiện. Trong hình 6(a) là
cấu trúc vùng cơ bản của một vật liệu tinh thể. Thơng thường các vùng hóa trị được điền
đầy điện tử và vùng dẫn trống. Sự chênh lệch năng lượng điều khiển (điều chỉnh) năng
lượng cần thiết để giải phóng mợt cặp điện tử- lỗ trống, tức là để điều chinh điện tử từ
vùng hóa trị vào vùng dẫn. Tuy nhiên, mặc dù năng lượng này là tối thiểu cho phép bởi
các định luật bảo tồn năng lượng. Điều này có thể chỉ có thể được thực hiện cho năng
lượng photon đúng bằng khoảng cách năng lượng. Đối với các hạt mang điện phóng năng
lượng (ví dụ thơng qua việc làm chậm các điện tử năng lượng cao bởi sự tương tác tia X
đầu tiên), yêu cầu bảo toàn cả năng lượng và đợng lượng cũng như tiến trình mất năng
lượng, trung bình, ít nhất 3 lần năng lượng so với vùng cấm để tạo ra một cặp điện tử- lỗ
trống (Klein 1968). Trong hình 6(b), trạng thái của mợt chất phát quang được trình bày.
Trong trường hợp này, yêu cầu đầu tiên là để có được mợt cặp điện tử- lỗ trống. Sau đó,

điện tử trở lại dải hóa trị thông qua một sự phát quang được tạo ra bởi mợt chất hoạt hóa
được thêm vào chất chủ. Điều này đòi hỏi năng lượng của ánh sáng huỳnh quang phải ít
hơn năng lượng lỗ trống và do đó thêm vào sự thiếu hiệu quả không thể tránh khỏi trong
một chất phát quang so với một chất quang dẫn với cùng .
3.7. Dải tần nhạy sáng- Dynamic range(DR)
Dải tần nhạy sáng có thể được định nghĩa là:
DR=
Trong đó, là dịng tia X cung cấp tín hiệu tối đa mà các đầu dị có thể thích ứng và là
dịng mà cung cấp mợt tín hiệu tương đương với tởng cầu phương (the quadrature sum)
của nhiễu máy dò và nhiễu lượng tử tia X.


Trong khi các định nghĩa này mô tả các hoạt đợng của đầu dị trên cơ sở mợt điểm ảnh
riêng biệt. Nó ít hữu ích để dự đốn dải tần nhạy sáng của hoạt đợng dị cho mợt u cầu
chụp ảnh cụ thể. Điều này là bởi vì tỷ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) chỉ là 1 và điều này
hiếm khi được chấp nhận. Ngồi ra, nó hiếm để căn cứ mợt chuẩn đốn y tế trên mợt
điểm ảnh đơn, do đó trong hầu hết các đối tượng, SNR được căn cứ trên tín hiệu từ nhiều
điểm ảnh. Trong một đối tượng lớn, nhiễu cơ sở trên từng điểm ảnh có thể lớn, nhưng nếu
có sự kết hợp trên các đối tượng, ảnh hưởng của SNR cải thiện tương đối diện tích vùng
hình vng (với mợt vài chỉnh sửa cho các hiệu ứng tương quan do độ không sắc nét của
hệ tạo ảnh). Chúng ta đã có, do đó cung cấp một định nghĩa thứ 2 “dải tần nhạy sáng hiệu
dụng - effective dynamic range mà chúng tôi thấy có ích.
(6)
Ở đây, hằng số là ́u tố mà các tín hiệu tối thiểu vượt q nhiễu cho đầu dị tin cậy.
Rose(1948) đã lập luận rằng nên được đặt là 4 hoặc 5 tùy thuộc vào yêu cầu chụp ảnh.
Hằng số phụ thuộc vào yêu cầu chụp ảnh và MTF hệ thống, phản ánh sự cải thiện SNR
do tích hợp trên nhiều pixel. Có kết quả này là do dải tần nhạy sáng của hệ tạo ảnh tăng
mặc dù mức tín hiệu là tối đa và mức nhiễu điểm ảnh đơn là không thay đổi. Maidment
và cộng sự (1993) và Neitzel (1994) đã phân tích điều này trong máy chụp X quang vú
số.

Trong thực tế, dải tần nhạy sáng cần thiết cho mợt u cầu chụp ảnh có thể được phân
tích thành 2 phần. Đầu tiên là mơ tả tỷ lệ giữa sự suy giảm hầu hết tia X và hầu hết các
phần chắn xạ qua bệnh nhân được đưa vào hình ảnh. Thứ hai là đợ chính xác của tín hiệu
tia X đo được trong mợt phần của hình ảnh đại diện cho phần giải phẫu chắn xạ nhất.
Nếu, ví dụ, có 50 thành phần suy giảm trên cả trường ảnh và nó địi hỏi 1% đợ chính xác
trong việc đo tín hiệu trong vùng suy giảm nhất, sau đó dải tần nhạy sáng yêu cầu là
5000. Dải tần nhạy sáng yêu cầu cho các ứng dụng nhất định có thể vượt q khả năng
của thiết bị dị có sẵn. Nó có thể giảm yêu cầu bằng cách sử dụng bộ lọc mờ (blousing)
trước bệnh nhân để tăng độ suy giảm tại các vùng trong suốt của hình ảnh và do đó giảm
cường đợ mà cần được cung cấp.


Dải tần nhạy sáng yêu cầu khác nhau giữa các yêu cầu 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 1/10 bề
dày mơ sẽ suy giảm chùm tia đi hệ số 10, trong khi 1/10 bề dày cùng mất sẽ tăng dòng tia
X lên hệ số 10. Do đó, khi mợt giá trị chiếu xạ trung bình trong hệ thống được tạo ra
bằng cách bức xạ một ảo ảnh đồng dạng, chúng ta quan tâm đến hệ số nhân trên và dưới
giá trị trung bình này, tức là là mợt hình chứ khơng phải giá trị trung bình. Do đó, ví dụ
trong máy chiếu X quang nó thường thiết lập tỉ lệ 100:1 là hữu ích nhưng nó cũng rất cần
thiết để biết được tỉ lệ này giữa /10 và 10 chứ không phải là phân phối trong số gia tuyến
tính, tức là giữa và 2.
Trong định nghĩa dải tần nhạy sáng của đầu dò, người ta phải xem xét cả hai yêu cầu
dòng tia X thích hợp để đạt được số liệu thống kê lượng tử mong muốn đạt mức thấp ở
cuối phạm vi cũng như các hiện tượng dò như “bão hòa hoặc nhòe” có thể xảy ra với tín
hiệu lớn.
3.8. Tính đồng nhất – Uniformity
Điều quan trọng là hệ tạo ảnh X quang tạo ra đồng nhất, tức là độ nhạy là không đởi trên
tồn bợ ảnh. Nếu khơng, vỡ ảnh có thể xảy ra. Những phần này đôi khi được gọi là
”nhiễu cố định”. Trong hệ tạo ảnh tương tự, khó khăn lớn phải thực hiện trong thiết kế và

sản xuất các đầu dò để đảm bảo rằng chúng cung cấp đáp ứng đồng nhất.
Trong hệ thống số, yêu cầu đơn giản hơn nhiều, bởi vì, ít nhất trên mợt phạm vi đáng kể,
sự khác biệt trong đáp ứng từ mỗi thành phần có thể được hiệu chỉnh. Điều này được
hồn thành bởi ảnh một đối tượng của phát xạ tia X đồng nhất, ghi lại đáp ứng đầu dò và
sử dụng điều này như một “mặt nạ chỉnh sửa- correction mask”. Nếu đầu dị có đáp ứng
tún tính tới tia X, thì việc chỉnh sửa liên quan đến hai mặt nạ, mợt có và mợt khơng có
bức xạ để cung cấp giá trị độ dốc và cắt cho việc chỉnh sửa mỗi thành phần. Nếu đáp ứng
đầu dị là khơng tún tính, sau phép đo phải thực hiện trên mợt tỷ lệ (phạm vi cường đợ)
và mợt hàm phi tún tính phù hợp để đáp ứng của từng thành phần chứa các hệ số điều
chỉnh. Trong mợt số đầu dị, khơng đồng nhất có thể chỉ tồn tại qua hàng và cợt của nó


hơn là qua các thành phần riêng lẻ. Điều này làm giảm đáng kể số lượng các hệ số cần
lưu trữ.

4. Hệ thống dò chất lân quang nền – Phosphor-based detector system.
Hầu hết các đầu dò ảnh tia X sử dụng một chất phát quang ở giai đoạn ban đầu (hình
7(a)) để hấp thụ các tia X và tạo ra ánh sáng mà được liên kết với bộ cảm biến quang học
(photodetector). Sử dụng vật liệu phát quang với số hiệu nguyên tử tương đối cao gây ra
hiệu ứng quang điện chiếm ưu thế trong tương tác tia X. Các quang điện tử được sinh ra
trong các tương tác này được cho một phần năng lượng quan trọng của tia X. Năng lượng
này lớn hơn nhiều so với vùng cấm (bandgap) của tinh thể (hình 6(b)), và do đó, khi bị
chặn lại, mợt tương tác đơn tia X có khả năng gây ra kích thích của nhiều điện tử trong
chất phát quang và do đó sinh ra nhiều lượng tử ánh sáng. Chúng tôi mô tả điều này
“khuếch đại lượng tử- quantum amplification” như đợ lợi chuyển đởi . Ví dụ, trong chất
phát quang , năng lượng mang bởi 1 lượng tử tia X 60 keV là tương đương với 25000
lượng tử ánh sáng màu xanh (). Bởi vì quá trình va chạm mất năng lượng và sự cần thiết
bảo tồn đợng lượng, hiệu suất chuyển đởi chỉ khoảng 15%, do đó, trung bình, nó cần
13eV mỗi lượng tử ánh sáng được tạo ra trong chất phát quang này (bảng 1). Độ lợi
chuyển đổi là khoảng 4500 lượng tử ánh sáng mỗi tương tác lượng tử tia X.

Quá trình mất năng lượng là ngẫu nhiên, và do đó, g có một phân bố xác xuất, với độ lệch
chuẩn , về giá trị trung bình của nó như minh họa trong hình 8(a). Swank (1973) mơ tả
hiệu ứng này, và “hệ số Swank” , đặc tính này bở sung vào nhiễu nguồn. Các ́u tố
Swank được tính tốn trong điều kiện (kì) phân phối momen g là
(7)
Trong đó cho biết momen phân phối thứ i.
Số lượng lượng tử thực tế được sinh ra bởi sự tương tác tia X cũng sẽ phụ tḥc vào năng
lượng tới của nó và cơ chế tương tác với tinh thể chất phát quang. Hầu hết các loại tương
tác, hiệu ứng quang điện, sẽ sinh ra một quang điện tử năng lượng cao và một điện tử thứ
cấp (Auger) hoặc một lượng tử huỳnh quang tia X. Năng lượng huỳnh quang phụ thuộc


vào bề mặt mà tương tác quang điện xảy ra. Mức năng lượng lớp K cho tương tác này
được trình bày đối với mợt só chất huỳnh quang X quang thông thường trong bảng 1.
Cũng trong bảng là hiệu suất huỳnh quang lớp K; xác xuất phát xạ huỳnh quang tia X,
trong thời gian đó mợt tương tác quang điện lớp K đã xảy ra. Trong ví dụ, lớp K tương
tác của Gd trong Gd2O2S có ngưỡng là 50.2 keV và sinh ra huỳnh quang cường độ cao
nhất (92% tương tác lớp K tạo ra lượng tử này) chỉ dưới 43keV. Các lượng tử huỳnh
quang hoặc là tái hấp thu ở chất phát quang hoặc là thoát ra. Trong trường hợp khác, nếu
chúng không được tái hấp thu cục bộ, năng lượng biểu kiến bị lắng trong chất phát quang
từ lượng tử tia X bị giảm, dẫn đến một đỉnh cao thứ hai trong phân phối thấp với một giá
trị thấp hơn g. Kết quả của việc mất huỳnh quang làm nới rợng phân phối tởng thể của g
(hình 8(b)), do đó giảm làm tăng .


Hình 7. Ba loại của cấu trúc đầu dị: a) chất phát quang cố định, b)chất phát quang cột CsI và c)
chuyển đổi tia X trực tiếp với điện thế tích tụ trong điện trường. Mợt giả thút về dịng lây lan
chức năng (LSF) được trình bày.

Có cả ưu và nhược điểm trong ảnh với phở tia X mà vượt quá bờ K của chất phát quang.
Rõ ràng, giá trị ƞ tăng, nhưng “nhiễu Swank” cũng vậy. Ngồi ra, sự tích tụ năng lượng
từ chất huỳnh quang ở khoảng cách từ điểm bắt đầu tương tác tia X làn các điểm lây lan
chức năng của đầu dị tăng lên, dẫn đến đợ phân giải khơng gian giảm.
Sau khi hình thành, các lượng tử ánh sáng phải thốt ra khỏi chất phát quang và kết hợp
có hiệu quả với giai đoạn tiếp theo để chuyển thành một tín hiệu điện và hiển thị. Điều
mong muốn là các lượng tử ánh sáng tạo ra thoát khỏi chất phát quang hiệu quả và càng
gần càng tốt để tạo các điểm của chúng.
Hình 9 minh họa ảnh hưởng của đợ dày chất phát quang và độ sâu tương tác tia X trên đợ
phân giải khơng gian của mợt đầu dị lân quang. Xác suất tương tác tia X là một hàm số
mũ vì vậy số tương tác lượng tử và lượng tử ánh sáng sẽ được tạo ra tương ứng lớn hơn ở
bề mặt gần chỗ tiếp xúc (lối vào) tia X.
Khi di chuyển trong chất phát quang, ánh sáng sẽ lan ra, lượng khuếch tán sẽ tỉ lệ thuận
với chiều dài quỹ đạo cần thiết để thoát khỏi chất phát quang. Quỹ đạo của hầu hết các
lượng tử quang học sẽ là ngắn nhất nếu bợ tách sóng quang được đặt ở phía lối vào của
chất phát quang. Nó thường thực tế hơn, tuy nhiên, để ghi lại các photon ra khỏi bề mặt
đối diện của (lưới, tấm chắn,,,) chất phát quang tức là chúng dễ lây lan hơn. Ngồi ra, nếu
mợt lớp chất phát quang được làm dày hơn để cả thiện hiệu suất lượng tử, sự lây lan trở
nên trần trọng hơn. Điều này đặt ra một mối liên hệ giữa độ phân giải không gian và ƞ.


Hình 8. Ảnh hưởng của việc giảm huỳnh quang vào phân bố g1 của tia X đơn năng. Giá trị tương
ứng g để chuyển đổi tia X tại năng lượng hấp thụ bờ K được biểu diễn trên trục hoành.
a) cho năng lượng tia X dưới cạnh có 1 phân phối duy nhất của số lượng tử ánh sáng về
giá trị trung bình ğ1 trong khi với năng lượng trên các cạnh hấp thụ
b) có mợt phân phối hai mốt, mỗi đỉnh tương ứng với tổng số hấp thu tia X tới, trong khi
đỉnh thấp hơn tương ứng với chuyển đổi năng lượng của tia X tới trù đi năng lượng của
tia X phát quang mà đã thoát khỏi chất dẫn quang.

Hình 9. Đợ dày chất phát quang, đợ sâu tương tác và dòng lây lan chức năng,

a) bề mặt mỏng
b) tăng dòng lây lan chức năng trong bề mặt dày hơn. Trong trường hợp khác, độ phân
giải không gian sẽ được cải thiện nếu nó có thể đo tín hiệu từ mặt máy dò nơi mà tia X
tới.

Các phương pháp để thu phát xạ từ phía lối vào của chất phát quang hoặc tới kênh photon
quang thoát khỏi chất dẫn quang mà không phân tán sẽ cải thiện đáng kể hiệu suất chất
dẫn quang.
Bề mặt phát quang thường được sản xuất bằng cách kết hợp chất phát quang có đường
kính 5-10µm với mợt chất kết dính bằng nhựa trong suốt (hình 7(a)). Các hạt chất phát
quang là các hạt tán xạ tốt do chỉ số khúc xạ cao so với các chất kết dính. Sự tán xạ có
cường đợ đủ mạnh để gây mờ các lớp, tức là sự lan truyền của các photon có thể được coi
là khuếch tán.


Hình 10. Số lượng lượng tử hoặc điện tích ở các giai đoạn khác nhau của hệ tạo ảnh: đặc tuyến
đầy đủ, tia X giới hạn, đặc tuyến bị hỏng, không đủ chuyển đổi và/ hoặc sinh ra chùm lượng tử
thứ cấp.

Điều này dẫn đến một giới hạn lây lan ánh sáng đến thứ tự của bề dày lớp. Hiệu ứng
quang học khác cũng có thể được sử dụng để kiểm sốt các tḥc tính ảnh của màn hình.
Ví dụ mợt lớp phản quang giúp tăng lượng ánh sáng thốt ra phía đối diện của màn hình,
nhưng làm gia tăng lây lan xung quanh và do đó làm giảm đợ phân giải. Thơng thường,
nếu khơng có lớp nền, ít hơn mợt nửa số lượng tử ánh sáng tạo ra thốt khỏi chất phát
quang trên bề mặt đối diện với bộ tách quang và có khả năng có sẵn để thu. Màu ánh sáng
hấp thụ cũng có thể được thêm vào màn hình để tăng đợ phân giải, nhưng làm mất tín
hiệu. Những kỹ thuật quang học ảnh hưởng đến đợ nhạy, độ phân giải không gian và
(thông qua ảnh hưởng của chúng trên các hệ số Swank (Drangova and Rowlands 1986))
các đặc tính nhiễu của máy dị.
Cũng cần lưu ý rằng các hệ số nén của một phần nhỏ chất phát quang trên màn hình có

thể cung cấp 50% thể tích .Khi tính tốn ƞ được thực hiện, hệ số suy giảm hiệu dụng 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 hệ tạo ảnh. Trong sơ đồ, số lượng tử N0 phụ thuộc vào khu vực trên bề mặt máy


dị (giai đoạn 0). Mợt phần nhỏ trong trong số này, được đưa ra bởi hiệu suất lượng tử
máy dò, ƞ, tương tác với máy dò (giai đoạn 1). Trong mợt hệ tạo ảnh hồn hảo, ƞ, sẽ bằng
1.0. Số trung bình N1 của tương tác lượng tử đại diện cho “lượng tử đâm xuyên chínhprimary quantum sink” của đầu dò. Sự biến thiên của N1 là =. Điều này xác định SNR
của hệ tạo ảnh tăng lên căn bậc 2 số lượng tử tương tác với đầu dò.
Bất kể giá trị ƞ, SNR tối đa của hệ tạo ảnh sẽ xuất hiện tại điểm này nếu SNR của hệ tạo
ảnh xác định cần thiết ở đó. Hệ thống được coi là giới hạn lượng tử tia X khi nó hoạt
đợng. Tuy nhiên, SNR sẽ, nói chung, đều giảm trong phần tín hiệu qua hệ tạo ảnh bởi vì
mất mát và sự biến thiên nguồn.
Để tránh suy giảm có thể xảy ra ở giai đoạn tiếp theo, điều quan trọng là đầu dị cung cấp
đầy đủ lượng tử có ích, g1 ngay lập tức sau tương tác tia X đầu tiên. Giai đoạn II và III
minh họa cho quá trình tạo nhiều photon sáng từ một tương tác tia X (thường dựa vào đợ
lợi chuyển đởi) sự thốt lượng tử chất phát quang với xác xuất trung bình g2. Ở đây, hấp
thụ ánh sáng, tán xạ và phản xạ là rất quan trọng. Suy giảm hơn nữa xuất hiện ở các chỗ
khớp nối (liên kết) ánh sáng để các bộ tách quang chuyển đởi ánh sáng thành điện tích
(giai đoạn 4) và trong độ nhạy quang phổ và hiệu suất lượng tử quang học của bợ tách
sóng (giai đoạn 5). Nếu độ lợi chuyển đổi của chất phát quang không đủ cao để vượt qua
suy giảm và số lượng tử ánh sáng hoặc điện tích ở giai đoạn tiếp theo giảm xuống dưới
đó chùm lượng tử đâm xun chính, sau đó chùm lượng tử thứ cấp được hình thành.


Hình 11. Ảnh hưởng của hiệu suất khớp nối quang trên DQE(f) của một sợi quang thị giác CCD máy dò. là số e sinh ra trong CCD với mỗi tương tác tia X ở chất phát quang (From
Maidmont and Yaffe 1994).

Trong trường hợp này sự biến thiên thống kê của ánh sáng hoặc điện thế tại thời điểm này

trở thành một phần nhiễu nguồn quan trọng. Ngay cả khi một chùm thứ cấp thực tế không
tồn tại, một giá trị thấp của ánh sáng hoặc điện thế gây tăng nhiễu. Điều này trở nên đặc
biệt quan trọng khi phân tích phụ tḥc tần số khơng gian vào SNR được thực hiện và
như đã thảo luận trước đó, nó làm giảm hiệu suất lượng tử dò với sự tăng tần số khơng
gian. Hình 11 minh họa ảnh hưởng hiệu suất ly quang của ánh sáng từ chất phát quang tới
bộ tách sóng quang trên DQE(f) cho mợt hệ quang học kết hợp (Maidment and Yaffe
1994).
Như minh họa trong hình 12, có mợt số phương pháp tiếp cận để kết nối mợt chất phát
quang tới mợt bợ tách quang. Có thể đơn giản liên quan đến việc sử dụng hệ thấu kính và/
hoặc gương (hình 12(a)) để thu ánh sáng phát ra từ bề mặt của vật liệu quang và gắn liền