Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số

MJ Yaffe và JA Rowlands Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số Phys Med Biol 42 (1997) 1 39 In tại PII Anh S0031 9155 (97) 36 090 4 Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số MJ Yaffe và JA Rowlands Chương trình Imaging nghiên cứu, Trung tâm Khoa học Y tế Sunnybrook, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5 Nhận ngày 29 Tháng Ba năm 1996, ở dạng cuối cùng 16 tháng 8 năm 1996 Tóm tắt Chụp X quang kỹ thuật số cung cấp tiềm năng của chất lượng hình ảnh được cải tiến cũ.

MJ Yaffe và JA Rowlands

Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số

Phys Med Biol 42 (1997) 1-39 In tại PII Anh: S0031-9155 (97) 36.090-4

Máy dò tia X để chụp X quang kỹ thuật số

MJ Yaffe và JA Rowlands

Chương trình Imaging nghiên cứu, Trung tâm Khoa học Y tế Sunnybrook, Đại học Toronto,

2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5

Nhận ngày 29 Tháng Ba năm 1996, ở dạng cuối cùng 16 tháng 8 năm 1996

Tóm tắt Chụp X quang kỹ thuật số cung cấp tiềm năng của chất lượng hình ảnh được cải tiến cũng như cung cấp cơ hội cho những tiến bộ trong quản lý hình ảnh y khoa, chẩn đoán bằng máy tính và teleradiology.Chất lượng hình ảnh được gắn liền với việc thâu lại chính xác và chính xác các thông tin từ tia X-quang truyền của bệnh nhân, tức là hiệu suất của máy dò x-ray Dò cho chụp X quang kỹ thuật số phải đáp ứng các nhu cầu của thủ tục bức xạ cụ thể mà họ sẽ được sử dụng Các thông số chính

là độ phân giải không gian, tính đồng nhất của phản ứng, độ nhạy tương phản, phạm vi hoạt động, tốc độ thâu lại và tỷ lệ khung hình Các cân nhắc vật lý bên dưới xác định hiệu suất của máy dò x-ray cho chụp X quang sẽ được xem xét Một số công nghệ dò hiện tại và thực nghiệm có triển vọng hơn mà có thể phù hợp cho chụp X quang kỹ thuật số sẽ được xem xét.Thiết bị có thể được sử dụng trong các máy dò fullarea và cũng có những người thích hợp hơn cho các hệ thống quét x-ray

sẽ được thảo luận Chúng bao gồm các cách tiếp cận khác nhau dựa trên chuyển đổi phosphor x-ray, nơi lượng tử ánh sáng được sản xuất như một giai đoạn trung gian, cũng như trực tiếp x-quang-điện tích chuyển đổi vật tư như kẽm cadmium telluride, selen vô định hình và tinh thể silicon.

1 Giới thiệu

Những lợi ích của việc thâu lại các hình ảnh X-quang y tế ở dạng kỹ thuật số nhanh chóng trở nên rõ ràng sau sự rađời của chụp cắt lớp vi tính (CT) của Hounsfield (1973) Những lợi ích này bao gồm độ chính xác cao khi ghi cácthông tin, tăng tính linh hoạt của các đặc tính hiển thị và dễ dàng truyền tải hình ảnh từ một địa điểm khác trên cácmạng truyền thông

Chụp cắt lớp vi tính là một ứng dụng khá phức tạp của chụp X quang kỹ thuật số, và gần đây các phương pháp

kỹ thuật số để đơn giản, kỹ thuật hình ảnh chính thống hơn như chụp động mạch và chiếu chụp X quang thôngthường cũng như siêu âm và hình ảnh y học hạt nhân đã được phát triển CT đã ngay lập tức được chấp nhận vìnhững lợi ích rõ ràng của chụp cắt lớp ngang đúng sự thật và khả năng của CT để hiển thị sự khác biệt tinh tế trong

sự suy giảm mô Những mong muốn cho độ phân giải không gian cao mà không thể đạt được với các máy dò thô vànăng lực máy tính hạn chế có sẵn tại thời điểm đó, nhưng mà có thể đạt được với hình ảnh chiếu X quang tiêuchuẩn

Sự phát triển của công nghệ phát hiện được cải thiện, cũng như mạnh mẽ hơn nhiều máy tính, màn hình kỹ thuật

số có độ phân giải cao và các thiết bị đầu ra laser là cần thiết trước khi chụp X quang kỹ thuật số có thể tiến bộ hơnnữa Ban đầu, người ta nghĩ rằng chụp X quang kỹ thuật số sẽ phải phù hợp với rất nhiều hạn chế đòi hỏi hiệu suấtphân giải không gian của ảnh filmbased Tuy nhiên, hình ảnh phim thường bị hạn chế bởi sự thiếu vĩ độ tiếp xúc dođường đặc tính của bộ phim, bởi tiếng ồn kết hợp với chi tiết phim và sử dụng kém hiệu quả của bức xạ Theo kinhnghiệm thì đây là một hạn chế rất lớn

1997 xuất bản IOP TNHH 1

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

cung cấp hiệu suất như vậy, cũng như cho phép thực hiện các kỹ thuật hình ảnh máy tính xử lý, lưu trữ kỹ thuật số

và truyền hình ảnh và khai thác thông tin định lượng hữu ích về y tế từ các hình ảnh

Trong lịch sử, đã có một sự quan tâm mạnh mẽ trong việc phát triển hệ thống hình ảnh kỹ thuật số cho chụp Xquang ngực bởi vì những điểm yếu cố hữu của hệ thống phim màn hình trong việc cung cấp đầy đủ vĩ độ và độtương phản đồng thời tốt trong phổi, các vùng trung thất và mong muốn thực hiện các tính năng như xử lý hình ảnh ,

teleradiology, lưu trữ và truy xuất các hệ thống kỹ thuật số (PACS) TESIC et al (1983) đã mô tả một hệ thống kỹ

thuật số đơn dòng quét cho chụp X quang ngực mà sử dụng một mảng 1024 photodiodes rời rạc cùng với mộtphosphor gadolinium oxysunphua Điều này đòi hỏi một thời gian quét là 4,5 s, cung cấp một độ phân giải không

gian hạn chế của 1 chu kỳ / mm Goodman et al (1988) và Fraser et al (1989) đã xem xét những điểm mạnh và điểm

yếu của phương pháp tiếp cận khác nhau để kỹ thuật số chụp X quang ngực có sẵn tại thời điểm đó Họ đã xác địnhtiềm năng cho chụp X quang ngực kỹ thuật số khi chỉ ra những cải tiến đó sẽ là cần thiết cho kỹ thuật này để trở nênđược chấp nhận bởi bác sĩ X quang

Hệ thống kỹ thuật số cho chụp động mạch và đối với một số loại chiếu chụp X quang sử dụng lâm sàng rộng rãi

và hệ thống đặc biệt cho các ứng dụng như chụp nhũ ảnh là hiện nay đang được phát triển Sự sẵn có của các hệ

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

Rougeot (1993)

2 Hình ảnh kỹ thuật số

Hầu như tất cả các hình ảnh x-ray được dựa trên truyền dẫn lượng tử thông qua cơ thể, với độ tương phản diễn ra do

sự khác biệt về độ dày và thành phần của giải phẫu nội bộ Các mô hình truyền x-ray trong mặt phẳng của hệ thốnghình ảnh có thể được coi như là một sự thay đổi liên tục của độ dòng x-ray với vị trí Một mô hình giả thuyết được

trình bày một chiều trong hình 1 (a) Máy dò hình ảnh tương tự cố gắng để tái tạo mô hình này một cách trung thực,

ví dụ như các biến thể của mật độ quang học trên một nhũ tương phim được phát triển Về nguyên tắc, các biến thể

là không gian liên tục , miễn là đủ x-quang lượng tử được sử dụng thì cũng liên tục trên quy mô cường độ

Một sơ đồ của một hệ thống chụp X quang kỹ thuật số chung được đưa ra trong hình 2 Ở đây, thụ hình ảnhtương tự được thay thế bằng một máy dò chuyển đổi năng lượng trong chùm tia X truyền thành tín hiệu điện tử màsau đó được số hóa và ghi vào bộ nhớ máy tính Các hình ảnh sau đó có thể được xử lý, hiển thị, truyền hoặc lưu trữ

sử dụng máy tính tiêu chuẩn và phương pháp truyền thông kỹ thuật số

Trong một hệ thống hình ảnh kỹ thuật số, tại một số giai đoạn, mô hình truyền x-ray được lấy mẫu ở cả chiều

không gian và cường độ, như minh họa trong hình 1 (b) Trong chiều kích không gian, các mẫu thu được là trung bình của cường độ qua các yếu tố ảnh hoặc pixel Đây là những khu vực hình vuông, được đặt cách nhau 1 khoảng

thời gian bằng nhau khắp mặt phẳng của hình ảnh Trong chiều hướng cường độ, tín hiệu được binned vào một trong

số hữu hạn các cấp Điều này thường là năng lượng của cả 2 và các giá trị, n, của năng lượng này được chỉ định là sốbit mà hình ảnh được số hóa giá trị cường độ của hình ảnh kỹ thuật số có thể, do đó, chỉ có trên các giá trị rời rạc,

và các thông tin liên quan đến cường độ trung gian và các biến thể trên thang điểm subpixel bị mất trong việc sốhóa

Hình 1 Các khái niệm về hình ảnh kỹ thuật số (A) Hồ sơ của một hình ảnh tương tự thay đổi liên tục, cả về không gian và

cường độ tín hiệu (B) Trong một hình ảnh kỹ thuật số, lấy mẫu diễn ra trong khoảng thời gian rời rạc trong vị trí và cường độ.

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

Để tránh sự xuống cấp của chất lượng hình ảnh trong quá trình số hóa, điều quan trọng là kích thước điểm ảnh

và độ sâu bit phải phù hợp với các yêu cầu của nhiệm vụ chụp ảnh và phù hợp với độ phân giải không gian bêntrong, độ chính xác của hình ảnh được xác định bởi cơ bản như hạn chế yếu tố như unsharpness chỗ đầu mối,chuyển động về giải phẫu và mức độ tiếng ồn lượng tử

3 Tính Detector

Tính chất quan trọng của máy dò là: bảo hiểm lĩnh vực, đặc trưng hình học, hiệu suất lượng tử, độ nhạy, độ phângiải không gian, đặc điểm tiếng ồn, phạm vi hoạt động, tính đồng nhất, tốc độ thâu lại, tỷ lệ khung hình và chiphí Trong đó có một vài trường hợp đòi hỏi phải hài hòa giữa các yếu tố

Hệ thống hình ảnh phải có khả năng ghi lại các tín hiệu x-quang truyền trên diện tích dự giải phẫu điều tra Người ta

có thể ước tính các yêu cầu của máy dò X quang kỹ thuật số từ các thụ thể ảnh dùng cho chụp ảnh thông thường Ví

dụ, Chụp X quang ngực đòi hỏi một lĩnh vực hình ảnh là 35 cm x 43 cm, trong khi chụp nhũ ảnh có thể được cungcấp bởi một thụ thể của các kích thước 18 cm x 24 cm hoặc 24 cm x 30 cm Bộ tăng ảnh dùng cho huỳnh quang vàphim photofluorography cung cấp từ trường tròn với đường kính từ 15 cm đến 40 cm Ngoài ra, vì x-ray chùm phân

kỳ, hình ảnh luôn trải qua một số mức độ phóng đại X quang Thông thường, đây chỉ về thứ tự của 10%; Tuy nhiên,đối với các đợt kiểm tra mà phóng đại là cố ý áp dụng, điều này có thể là do 2 hoặc nhiều hơn 2 yếu tố, do đó, việc

sử dụng lâm sàng phải được xem xét cẩn thận khi xác định yêu cầu kích thước máy dò

Một số yếu tố được xem xét ở đây là những "vùng chết" có thể tồn tại bên trong và xung quanh các cạnh của máy

dò Trong một máy dò điện tử dùng cho chụp X quang kỹ thuật số, những thứ có thể được yêu cầu cho việc địnhtuyến của dây dẫn hoặc vị trí của các thành phần máy dò phụ trợ như bộ đệm, đồng hồ, vv Vùng Chết cũng có thểxảy ra khi một máy dò có diện tích lớn được sản xuất bởi tiếp giáp đơn vị máy dò nhỏ hơn (ốp lát) Đối với các máy

dò gồm các yếu tố cảm biến rời rạc, chúng ta có thể xác định các điền yếu tố như là phần diện tích của mỗi phần tửphát hiện đó là nhạy cảm với các sự cố x-quang Trong một số ứng dụng (ví dụ như chụp nhũ ảnh) điều quan trọng

là các máy dò có diện tích hoạt động không đáng kể trên một hoặc nhiều cạnh để tránh không bao gồm mô từ cáchình ảnh Điều này có thể ngăn cản việc sử dụng các máy dò bằng nơi cồng kềnh, chẳng hạn như bộ tăng hình chânkhông, từ những ứng dụng Trong mọi trường hợp, khu vực vùng chết trong các kết quả phát hiện sử dụng khônghiệu quả của bức xạ truyền qua các bệnh nhân trừ khi chuẩn trực prepatient có thể được sử dụng để che dấu các bức

xạ sẽ rơi vào các khu vực này đã chết Thông thường, vì sự phức tạp liên kết và vùng nửa tối chỗ đầu mối, điều này

là không thực tế

Ngoài ra một yếu tố hình học được coi là biến dạng Một hệ thống hình ảnh chất lượng cao sẽ trình bày một bản

đồ không gian chuẩn của x-ray mô hình đầu vào đến đầu ra hình ảnh Các hình ảnh có thể được thu nhỏ khônggian; Tuy nhiên, do các yếu tố rộng nên không đổi trên lĩnh vực hình ảnh Distortion sẽ khiến bản đồ trở thành phituyến Nó có thể trở thành không gian hoặc angularly phụ thuộc Đây có thể là trường hợp khi ống kính, chất xơhoặc electron quang học được sử dụng trong các hệ thống hình ảnh và tạo ra những 'pincushion' hoặc bóp méo'thùng'

Cuối cùng, cần lưu ý rằng máy dò kỹ thuật số có thể thuộc hai loại nói chung, cảm biến bị giam cầm hoặccassette thay thế Trong một khuôn khổ , các receptor và readout của nó được tích hợp vào các máy x-ray Trong khiđiều này đòi hỏi một máy được thiết kế đặc biệt với chi phí vốn cao hơn, nó cũng giúp loại bỏ sự cần thiết phải tải,xếp dỡ và mang băng cassette để đọc riêng và chi phí lao động tham gia Đồng thời, việc sử dụng một hoặc một sốlượng hạn chế của các thụ thể đơn giản hóa các nhiệm vụ điều chỉnh cho không đồng đều của các thụ thể (xem dướiđây) Một hệ thống tái sử dụng băng có thể được thuận lợi, nơi một mức độ cao của tính di động hoặc sự linh hoạt làcần thiết, chẳng hạn như trong các tình huống chăm sóc đặc biệt hoặc phòng mổ, và có lợi thế là tương thích với cácđơn vị X quang hiện có

Các hoạt động thâu lại hình ảnh ban đầu là giống hệt nhau trong tất cả các máy dò x-ray Để sản xuất một tín hiệu,

các lượng tử x-ray phải tương tác với các vật liệu phát hiện Xác suất của sự tương tác hoặc hiệu suất lượng tử cho

các lượng tử năng lượng E = hν được cho bởi

η = 1 - e - μ (E) T (1)

nơi μ là hệ số suy giảm tuyến tính của vật liệu phát hiện và T là độ dày hoạt động của máy dò Bởi vì hầu như tất cảcác nguồn x-ray cho chụp X quang là polyenergetic, và, do đó, phát ra tia X trên một phổ năng lượng, hiệu suấtlượng tử phải được quy định tại mỗi năng lượng hoặc phải được thể hiện như một giá trị 'hiệu quả' trên quang phổ

của x-quang cố trên các máy dò Quang phổ này sẽ bị ảnh hưởng bởi hiệu ứng lọc của bệnh nhân mà là để 'cứng'

chùm, tức là để làm cho nó mạnh mẽ hơn và, do đó, còn sâu hơn

Hiệu suất lượng tử có thể được tăng lên bằng cách làm cho máy dò dày hơn hoặc bằng cách sử dụng các vật liệu

có giá trị μ cao hơn của do tăng số nguyên tử hay mật độ Hiệu suất lượng tử năng lượng so với chụp X-quang cho

độ dày khác nhau của một số vật liệu phát hiện được vẽ trong hình 3 và 4 hiệu suất lượng tử nói chung là cao nhất

ở mức năng lượng thấp, giảm dần với sự gia tăng năng lượng Nếu vật liệu có một cạnh hấp thụ nguyên tử trong cáckhu vực năng lượng của lãi suất, hiệu quả thì lượng tử tăng lên đáng kể ở trên năng lượng này, gây ra một tối thiểuđịa phương trong η cho năng lượng ngay dưới cạnh hấp thụ

Tại năng lượng x-quang chẩn đoán, quá trình tương tác chính là hiệu ứng quang điện vì số lượng nguyên tửtương đối cao của hầu hết các vật liệu phát hiện Sự tương tác của một lượng tử x-ray với máy dò phát quang điện tửtốc độ cao Mất động năng trong các máy dò, kích thích và ion hóa xảy ra, sản xuất các tín hiệu thứ cấp (lượng tửquang học hoặc điện tích điện tử)

4 Độ phân giải không gian

Độ phân giải không gian trong chụp X quang được xác định bởi hai đặc tính phát hiện và các yếu tố không liênquan đến các thụ thể Nhóm thứ hai bao gồm unsharpness phát sinh từ các yếu tố hình học Ví dụ như: 'vùng nửa tối'

do kích thước hiệu quả của nguồn x-ray và độ phóng đại giữa cấu trúc giải phẫu của lãi suất và các mặt phẳng củacác thụ thể hình ảnh hoặc chuyển động tương đối giữa nguồn x-quang, bệnh nhân và thụ hình ảnh trong quá trìnhtiếp xúc Các yếu tố liên quan đến máy dò phát sinh từ kích thước khẩu độ hiệu quả của nó, khoảng thời gian lấymẫu không gian giữa các phép đo và bất kỳ tín hiệu bên tác trong các máy dò hoặc readout lan rộng

Dò cho chụp X quang kỹ thuật số thường gồm các yếu tố rời rạc, thường có kích thước không đổi và khoảng

cách Các kích thước của phần hoạt động của mỗi yếu tố phát hiện xác mộtkhẩu độ Khẩu độ xác định đáp ứng tần

số không gian của các máy dò Ví dụ, nếu khẩu độ là hình vuông với kích thước, d, sau đó các chức năng chuyểnchế (MTF) của máy dò sẽ là của fdạng sinc, trong đó f là tần số không gian dọc theo x hoặc hướng y, và MTF sẽ cókhông đầu tiên của nó ở tần số f = d -1, bày tỏ trong mặt phẳng của máy phát hiện (hình 5) Một máy dò vớid =

50 μ m sẽ có một

Hình 3 Lượng tử tương tác hiệu quả, η, các độ dày khác nhau của phosphor chọn Lưu ý rằng, trừ CSI, các hạt phosphor được

kết hợp với một chất kết dính, làm cho mật độ đóng gói được giảm (thường là 50%), do đó độ dày màn hình phải được tăng lên

để cung cấp các giá trị suy hao được hiển thị.

MTF với số không đầu tiên tại f = 20 chu kỳ / mm.Vì phóng đại, tần số này sẽ cao hơn trong một mặt phẳng trongbệnh nhân

Khoảng thời gian lấy mẫu, p, các máy dò trong mặt phẳng dò giữa các yếu tố nhạy cảm hoặc các phép đo cũng

có tầm quan trọng đáng kể Định lý lấy mẫu nói rằng chỉ có tần số không gian trong mô hình dưới đây (2 p) -1 (tần số

Nyquist) có thể chụp ảnh một cách trung thực Nếu mẫu chứa các tần số cao hơn, sau đó một hiện tượng gọi là răng

cưa xảy ra trong đó phổ tần số của các mẫu hình ảnh vượt quá tần số Nyquist được nhân đôi hoặc gấp khoảng tần số

trong thời trang accordion và thêm vào các phổ tần số thấp hơn, tăng hàm lượng quang phổ rõ ràng của hình ảnh tạicác tần số thấp hơn (Bendat và Piersol 1986) Trong một phát hiện gồm các yếu tố rời rạc, khoảng thời gian lấy mẫunhỏ nhất trong một hình ảnh duy nhất mua lại là p = d, sao cho tần số Nyquist là (2 d) -1 trong khi phản ứng khẩu độgiảm xuống 0 ở hai lần tần số đó (cao hơn nếu kích thước của các khu vực nhạy cảm của phần tử dò nhỏ hơn d,ví dụ

do các điền yếu tố của các yếu tố phát hiện ít hơn

1.0)

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

Aliasing có thể tránh được bằng cách 'nhóm hạn chế' hình ảnh, tức là có độ suy giảm các tần số cao mà không cónội dung hình ảnh vượt quá tần số Nyquist Các vật mờ kết hợp với vị trí tiêu cự có thể phục vụ mục đích này Lưu ýrằng điều này không ngăn cản được các răng cưa của tiếng ồn tần số không gian cao Phương pháp thay thế làmgiảm hiệu ứng răng cưa của cả hai tín hiệu và tiếng ồn yêu cầu tần số lấy mẫu của hệ thống hình ảnh được tăng

lên Một phương pháp làm được điều này, được gọi là phối màu, liên quan đến nhiều lần thâu lại với một chuyển

động vật lý của máy phát hiện bởi một phần nhỏ các pixel pitch giữa chuyển tiếp Các subimages sau đó được kếthợp để tạo thành hình ảnh cuối cùng Điều này làm giảm hiệu quả p, qua đó cung cấp một tần số Nyquist caohơn Một số máy dò không pixellated hấp thu giai đoạn x-ray, nhưng thay d và p được định nghĩa trong cơ chếreadout của họ Đây là trường hợp cho các hệ thống dò phosphor photostimulable mô tả dưới đây, nơi mà các tấmphosphor là liên tục, nhưng các mẫu readout laser tại các địa điểm rời rạc Điều này có thể cung cấp một số tính linhhoạt trong thiết lập độc lập khoảng thời gian lấy mẫu (quét raster) và kích thước khẩu độ hiệu quả (laser kích thước

điểm) để tránh răng cưa Các vấn đề về lấy mẫu trong các hệ thống X quang kỹ thuật số đã được xem xét bởiDobbins (1995).

Trong thiết kế tổng thể của một hệ thống hình ảnh, điều quan trọng là nguồn vật chất khác của unsharpness đượcxem xét khi kích thước khẩu độ và khoảng thời gian lấy mẫu được chọn Ví dụ, các MTF được giới hạn bởiunsharpness do vị trí đầu mối, nó sẽ có ít giá trị để cải thiện hệ thống bằng cách thiết kế các thụ thể với các yếu tốphát hiện nhỏ hơn

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

Các hình ảnh được tạo ra bởi các lượng tử là thống kê trong tự nhiên, tức là mặc dù các mẫu hình ảnh có thể được

dự đoán bởi các tính chất suy giảm của bệnh nhân, nó sẽ dao động ngẫu nhiên về giá trị trung bình dự đoán giátrị Sự biến động của cường độ x-quang sau thống kê Poisson, phương sai, σ 2, về số lượng trung bình các lượng tử x-ray, N 0, rơi vào một yếu tố phát hiện của một khu vực nhất định bằng N 0. Tương tác với các máy dò có thể đượchiểu như là một quá trình nhị thức với xác suất thành công, η, và nó đã được chứng minh (Barrett và Swindell 1981)

là sự phân bổ tương tác lượng tử vẫn là Poisson với độ lệch chuẩn

(Rabbani et al 1987, Cunningham et al 1994, Yaffe và Nishikawa 1994) Nó cũng có thể là nguồn duy nhất khác

của tiếng ồn được đóng góp ở các giai đoạn khác nhau của hệ thống hình ảnh Tác dụng của chúng trên các phươngsai ở giai đoạn đó sẽ được phụ gia và các biến động sẽ phải chịu mức tăng của các giai đoạn tiếp theo của hệ thốnghình ảnh

Một phân tích toàn bộ tín hiệu và tuyên truyền tiếng ồn trong một hệ thống máy dò phải đưa vào tài khoản cácphụ thuộc tần số không gian của cả hai tín hiệu và tiếng ồn Chuyển tín hiệu có thể được đặc trưng về các chức năngchuyển giao điều chế, MTF (f), trong đó f là tần số không gian, trong khi tiếng ồn được mô tả bởi những tiếng ồnđiện hoặc Wiener phổ W (f).Các phương pháp tính toán các đặc tính quang phổ Wiener của một máy dò phải sửacho phi tuyến trong các máy dò và đúng cách đưa vào tài khoản các mối tương quan không gian của các tín hiệu và

biến động thống kê (Rabbani et al 1987, Cunningham et al 1994).

Một số lượng hữu ích cho việc xác định các tín hiệu và tiếng ồn hiệu suất tổng thể của máy dò hình ảnh là hiệuquả tần số phụ thuộc vào không gian của thám tử học lượng tử, DQE (f).Này mô tả hiệu quả trong việc chuyển tínhiệu-to-noise ratio (bình) chứa trong x-ray mô hình cố để đầu ra máy phát hiện Lý tưởng nhất, DQE (f) = η cho tất

cả các e, nhưng bổ sung nguồn tiếng ồn sẽ làm giảm giá trị này và thường gây ra các DQE giảm khi tăng tần sốkhông gian DQE (f) có thể được coi là một loại hiệu suất lượng tử, trong khi nó được nhân với số vụ việc lượng tửtrên các máy dò có được SNR 2

ra (f), cũng gọi là số của tiếng ồn lượng tử tương đương, NEQ (f), được sử dụng đểtạo thành hình ảnh Thông thường DQE cho một máy dò màn hình bộ phim có giá trị vào 0.2 ở một tần số không

gian từ 0 vòng / mm và điều này có thể giảm xuống 0.05 ở một vài chu kỳ / mm (Bunch et al 1987).

Như đã thảo luận trong phần 4, điều quan trọng là số lượng tử thứ cấp hay electron ở từng giai đoạn của máy dò

có phần lớn hơn N 0 η, để tránh tiếng ồn máy dò đang được thống trị bởi một 'chìm lượng tử thứ cấp "

Bảng 1 Các tính chất của phốt pho và photoconductors sử dụng như máy dò x-ray cho chụp X quang kỹ thuật số, trong đó có

số nguyên tử, Z, và K năng lượng hấp thu, E K, của hiệu trưởng hấp thụ các yếu tố Độ nhạy sáng được thể hiện như năng lượng, w, mà phải được hấp thụ để phát hành một lượng tử ánh sáng trong một phosphor hoặc một cặp electron-lỗ trong một quang dẫn Sản lượng huỳnh quang, ω K, là xác suất mà khi một K-shell tương tác quang điện xảy ra, sẽ có một đèn huỳnh quang (đặc tính) x-ray hơn là một Auger electron phát ra.

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

c ước tính bằng cách nhân bandgap 8,3 eV 3 (Klein 1968) và sau đó 2 cho hiệu quả 50% của cái bẫy đầy trong thời gian phơi ray Giá trị cao hơn phản ánh một sự mất mát thêm có thể lên đến một hệ số 2 là do retrapping trong readout.

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

có liên quan đến nội

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

thông thường, (c) ảnh phosphor photostimulable.

Cơ cấu của chất rắn mà từ đó các máy dò được thực hiện Trong hình 6 (a) cấu trúc ban cơ bản của một loại vật liệu

tinh thể được hiển thị Thông thường vùng hóa trị được đầy đủ dân cư với electron và vùng dẫn trống Sự chênh lệchnăng lượng điều chỉnh quy mô của năng lượng cần thiết để giải phóng một cặp electron-lỗ, tức là để thúc đẩy một

electron từ vùng hóa trị vào vùng dẫn Tuy nhiên, mặc dù năng lượng này là tối thiểu cho phép bởi các nguyên tắc

bảo toàn năng lượng, điều này có thể được thực hiện chỉ dành cho các photon năng lượng chính xác bằng vớikhoảng cách năng lượng Đối với các hạt mang điện phóng năng lượng (thông qua việc làm chậm các electron nănglượng cao được tạo ra bởi sự tương tác x-ray đầu tiên), yêu cầu của việc bảo tồn cả năng lượng và động lực tinh thểcũng như sự hiện diện của cạnh tranh quá trình tổn thất năng lượng yêu cầu, trung bình, ở ít nhất ba lần năng lượng

so với các bandgap để giải phóng một cặp electron-lỗ (Klein 1968) Trong hình 6 (b) một phosphor được hiển

thị Trong trường hợp này, yêu cầu đầu tiên là để có được một cặp electron-lỗ Sau đó, trở về electron để dải hóa trịthông qua một trung tâm phát quang được tạo ra bởi một activator thêm vào nguyên liệu chính Điều này đòi hỏinăng lượng E F của ánh sáng huỳnh quang phải được ít hơn so với E G năng lượng bandgap và do đó có sự thiếu hiệuquả hơn nữa không thể tránh khỏi trong một phosphor so với một chất quang của cùng E G.

Trong khi định nghĩa này mô tả các hoạt động của máy phát hiện trên cơ sở điểm ảnh riêng biệt, nó ít hữu ích để

dự đoán nhiều hữu ích của hoạt động phát hiện cho một nhiệm vụ hình ảnh cụ thể Điều này là bởi vì ở dưới cùngcủa phạm vi này, tỉ lệ tín hiệu-to-noise (SNR) chỉ là 1 và điều này là hiếm khi chấp nhận được Ngoài ra, nó là hiếm

để căn cứ một chẩn đoán y tế trên một điểm ảnh hình ảnh duy nhất và do đó, đối với hầu hết các đối tượng, các SNRđược dựa trên các tín hiệu từ nhiều pixel Đối với một đối tượng lớn, tiếng ồn trên một điểm ảnh theo từng điểm ảnh

có thể lớn, nhưng nếu có tích hợp trên các đối tượng, các SNR hiệu quả sẽ cải thiện khoảng là căn bậc hai của khuvực (với một số điều chỉnh cho hiệu ứng tương quan do unsharpness của hệ thống hình ảnh) Chúng tôi đã, do đó,được cung cấp một định nghĩa thứ hai của 'phạm vi năng động hiệu quả' mà chúng tôi đã tìm thấy hữu ích

k 2 X max

DR eff =

k 1 X tiếng ồn (6)

Ở đây, k hằng số 1 là yếu tố mà các tín hiệu tối thiểu được vượt quá ồn để phát hiện đáng tin cậy Rose (1948) đã lậpluận rằng k 1 nên được vào thứ tự của 4 hoặc 5 tùy thuộc vào công việc chụp ảnh Các k liên tục 2, đó là phụ thuộcvào công việc chụp ảnh và MTF hệ thống, phản ánh sự cải thiện SNR do tích hợp trên nhiều pixel Có hiệu quả, điềunày gây ra phạm vi hoạt động của hệ thống hình ảnh để tăng mặc dù mức độ tín hiệu tối đa và mức độ điểm ảnh

tiếng ồn duy nhất không thay đổi Maidment et al (1993) và Neitzel (1994) đã phân tích vấn đề này đối với trường

hợp chụp nhũ ảnh kỹ thuật số

Trong thực tế, phạm vi hoạt động cần thiết cho một nhiệm vụ hình ảnh có thể được phân tách thành hai thànhphần Việc đầu tiên mô tả tỷ lệ giữa sự suy giảm x-ray của đường radiolucent nhất và hầu hết các đài phát thanh đụcthông qua các bệnh nhân được đưa vào cùng một hình ảnh Thứ hai là độ chính xác của tín hiệu x-ray được đo trongmột phần của hình ảnh đại diện cho giải phẫu đài phát thanh đục nhất Nếu, ví dụ, có một yếu tố của 50 trong sự suygiảm trên khắp các lĩnh vực hình ảnh và nó đã mong muốn có 1% độ chính xác trong việc đo các tín hiệu trong cáckhu vực có độ suy giảm nhất, sau đó yêu cầu phạm vi năng động sẽ là 5000 Các yêu cầu phạm vi năng động chomột số ứng dụng có thể vượt quá khả năng của các máy dò có sẵn Nó thường có thể làm giảm các yêu cầu bằngcách sử dụng bộ lọc bolusing prepatient để tăng sự suy giảm ở các khu vực trong suốt của hình ảnh và do đó làmgiảm phạm vi của các cường độ đó phải được cung cấp

Các yêu cầu về phạm vi hoạt động khác nhau giữa các tác vụ chụp ảnh, nhưng một số nguyên tắc chung cho việcthiết lập các yêu cầu của mỗi phương thức có thể được đưa ra Đầu tiên, điều quan trọng là nhận ra rằng x-quang bịsuy giảm theo cấp số nhân, do đó một lớp tenthvalue dày thêm các mô sẽ suy nhược chùm bởi một yếu tố bổ sung là

10, trong khi cùng mười giá trị độ dày thiếu sẽ làm tăng độ dòng x-ray một nhân tố của 10 vì vậy khi trung bình giátrị phơi sáng X có nghĩa là cho hệ thống được thiết lập bằng cách chiếu một phantom thống nhất, chúng tôi quan tâm

đến yếu tố chất nhân trên và dưới giá trị có ý nghĩa này, tức là X có nghĩa là một hình học chứ không phải là trung bìnhcộng Vì vậy, ví dụ như trong huỳnh quang, nó thường được thiết lập một loạt các 100: 1 là hữu ích, nhưng nó cũngrất cần thiết để hiểu được phạm vi này nên được giữa X có nghĩa là / 10 và 10 X trung bình chứ không phải là phân phối tronggia số tuyến tính bằng nhau, tức là giữa X có nghĩa là / 50 và 2 X bình.

Trong việc xác định phạm vi hoạt động cho một máy dò, người ta phải xem xét cả hai nhu cầu đầy đủ x-ray mứcnăng để đạt được số liệu thống kê đếm lượng tử mong muốn vào cuối thấp của phạm vi cũng như các hiện tượng dònhư bão hòa hoặc 'nở' mà có thể xảy ra với tín hiệu lớn

Điều quan trọng là hệ thống hình ảnh X quang cung cấp đồng nhất, tức là độ nhạy không đổi trên toàn bộ diện tíchcủa hình ảnh Nếu không mẫu mà có thể phá vỡ các giải có hiệu quả của hình ảnh có thể dẫn đến Những mô hìnhnày đôi khi được gọi là "mô hình tiếng ồn cố định Trong một hệ thống hình ảnh tương tự, bỏ nhiều công sức phảiđược thực hiện trong việc thiết kế và sản xuất các máy dò để đảm bảo rằng họ cung cấp phản ứng thống nhất.Trong một hệ thống kỹ thuật số, nhiệm vụ là dễ dàng hơn nhiều, bởi vì, ít nhất là trên một phạm vi đáng kể, sựkhác biệt trong phản ứng từ yếu tố để phần tử có thể được sửa chữa Điều này được thực hiện bằng cách chụp ảnhmột đối tượng của truyền thống x-ray, ghi âm các phản ứng phát hiện và sử dụng điều này như là một "chỉnh mặt nạ' Nếu phát hiện có phản ứng tuyến tính để x-quang, sau đó điều chỉnh liên quan đến hai mặt nạ-một với và mộtkhông có bức xạ để cung cấp độ dốc và đánh chặn các giá trị cho việc sửa cách của mỗi yếu tố Nếu đáp ứng pháthiện là phi tuyến, sau đó đo phải được thực hiện qua một loạt các cường độ và chức năng phù hợp phi tuyến để đápứng của từng yếu tố để có được các hệ số điều chỉnh Trong một số máy, không đồng đều có thể chỉ tồn tại qua hàng

và cột của các máy dò hơn là qua các yếu tố cá nhân Điều này làm giảm đáng kể số lượng các hệ số phải được lưutrữ

4 hệ thống máy dò Phosphor dựa trên

Hầu hết các máy dò hình ảnh x-ray sử dụng một phosphor trong giai đoạn đầu (con số 7 (a)) để hấp thụ các x-quang

và tạo ra ánh sáng sau đó là cùng với một bộ cảm biến quang học (bộ tách sóng quang).Việc sử dụng các vật liệuphosphor với một số nguyên tử tương đối cao gây ra hiệu ứng quang điện là loại chiếm ưu thế của sự tương tác x-ray Các quang điện tử được sản xuất trong những tương tác này được đưa ra một phần đáng kể năng lượng của x-

ray Năng lượng này là lớn hơn nhiều so với bandgap của tinh thể (con số 6 ( b )) và, do đó, trong khi bị chặn lại,

một đơn tương tác x-ray có khả năng gây ra các kích thích của nhiều electron trong phosphor và do đó việc sản xuấtnhiều lượng tử ánh sáng Chúng tôi mô tả này "khuếch đại lượng tử" là sự tăng chuyển đổi, g 1 Ví dụ, trong một

Gd 2 O 2 S phosphor, năng lượng tiến hành bởi một 60 keV x-quang lượng tử tương đương với 25.000 lượng tử ánhsáng màu xanh lá cây ( E g = 2 4 eV) Do cạnh tranh quá trình tổn thất năng lượng và sự cần thiết để bảo tồn lực,hiệu suất chuyển đổi chỉ khoảng 15%, do đó, trung bình, nó đòi hỏi khoảng 13 eV mỗi lượng tử ánh sáng được tạo

ra trong phosphor này (bảng 1) Việc đạt được chuyển đổi là sau đó khoảng 4500 lượng tử ánh sáng mỗi tương tácx-quang lượng tử

Quá trình tổn thất năng lượng là ngẫu nhiên và, do đó, g có một phân bố xác suất, với độ lệch chuẩn, σ g , về giá

trị trung bình của nó như minh họa trong hình 8 ( một ) Swank (1973) mô tả hiệu ứng này, và 'Swank tố', A s , đặctrưng cho nguồn tiếng ồn bổ sung này Các yếu tố Swank được tính toán về những khoảnh khắc của sự phân bốcủa g là

(7)

nơi M i chỉ ra i thời điểm của phân phối thứ

Số lượng thực tế của lượng tử được sản xuất bởi một tương tác x-ray cũng sẽ phụ thuộc cả về năng lượng vụ việc

và cơ chế của sự tương tác với các tinh thể phosphor Các loại rất có thể tương tác, hiệu ứng quang điện, sẽ dẫn đến

cả một quang điện tử tràn đầy năng lượng và cả một giây (Auger) electron hoặc một x-quang lượng tử huỳnhquang Năng lượng của huỳnh quang phụ thuộc vào vỏ mà tương tác quang điện xảy ra Năng lượng ngưỡng K-vỏcho những tương tác này được thể hiện đối với một số chất lân X quang thông thường trong bảng 1 Cũng trongbảng là năng suất K-huỳnh quang; xác suất phát xạ huỳnh quang tia X, cho rằng một quang điện tương tác K-vỏ đãxảy ra Ví dụ, tương tác K-vỏ cho Gd trong Gd 2 O 2 S có một ngưỡng 50,2 keV và sản xuất huỳnh quang cường độcao nhất (92% các tương tác K-vỏ mang lại những lượng tử) chỉ dưới 43 keV Các lượng tử huỳnh quang hoặc làđược tái hấp thu ở phosphor hoặc thoát Trong cả hai trường hợp, nếu không được hấp thụ tại địa phương, nănglượng rõ ràng gửi vào phosphor từ lượng tử x-ray sẽ giảm, dẫn đến một đỉnh cao thứ hai trong phân phối với giá trị

thấp hơn của g Hiệu quả của việc mất huỳnh quang là để mở rộng phân phối tổng thể của g (con số 8 ( b )), do đó

giảm Một s và gây ra một sự gia tăng trong σ g

Hình 7 Ba loại cấu trúc dò: ( một ) giải quyết phosphor, ( b ) cột CSI phosphor và ( c ) trực tiếp x-ray chuyển đổi có thu phí

trong một điện trường Một chức năng linespread giả của mỗi hệ thống được hiển thị.

Có cả những ưu điểm và nhược điểm trong hình ảnh với một quang phổ tia X vượt quá cạnh K của phosphor Rõràng, giá trị của η tăng, nhưng 'Swank tiếng ồn' cũng không Ngoài ra, lắng đọng của năng lượng từ sự phát huỳnhquang ở một số khoảng cách từ các điểm tương tác x-ray ban đầu gây ra các điểm chức năng lây lan của máy dò đểgia tăng, dẫn đến độ phân giải không gian giảm

Sau khi thành lập, các lượng tử ánh sáng phải thoát thành công phosphor và được kết hiệu quả cho giai đoạn tiếptheo để cải biến thành một tín hiệu điện tử và đọc ra Đó là mong muốn để đảm bảo rằng các lượng tử ánh sáng tạo

ra thoát khỏi phosphor hiệu quả và càng gần càng tốt để quan điểm của họ về sự hình thành

Hình 9 minh họa ảnh hưởng của độ dày phosphor và độ sâu của sự tương tác x-ray trên độ phân giải không giancủa một máy dò phosphor Xác suất của sự tương tác x-ray là mũ để các số tương tác lượng tử và lượng ánh sáng sẽđược tạo ra tương ứng lớn hơn gần bề mặt lối vào x-ray

Trong khi đi du lịch trong phosphor, ánh sáng sẽ lan-lượng khuếch tán được tỷ lệ thuận với chiều dài con đườngcần thiết để thoát khỏi phosphor Các đường dẫn của hầu hết các lượng tử quang học sẽ ngắn nhất nếu tách sóngquang được đặt ở phía bên lối vào x-ray của phosphor Nó thường là thực tế hơn, tuy nhiên, để ghi lại các photon màxuất cảnh trên mặt đối diện của màn hình phosphor, tức là những người đã có một cơ hội lớn hơn để lây lan Ngoài

ra, nếu một lớp phosphor được làm dày hơn để cải thiện hiệu suất lượng tử, sự lây lan trở nên trầm trọng hơn Điềunày đặt ra một thỏa hiệp cơ bản giữa độ phân giải không gian và η Các phương pháp để thu thập các khí thải từphía lối vào của phosphor

Hình 8 Ảnh hưởng của mất mát huỳnh quang vào sự phân bố của g 1 cho monoenergetic x-quang Giá trị của g tương ứng để

chuyển đổi của x-quang tại K năng lượng hấp thụ cạnh được thể hiện trên trục hoành ( Một ) Đối với x-quang năng lượng dưới

cạnh, có một phân phối duy nhất của số lượng tử ánh sáng về giá trị trung bình, g ¯ 1 trong khi đối với các năng lượng trên các

cạnh hấp thụ ( b ) có một phân phối hai mốt, nơi đỉnh cao tương ứng với tổng số hấp thụ của vụ việc x-ray, trong khi đỉnh thấp

hơn tương ứng để chuyển đổi năng lượng của vụ việc x-ray trừ đi năng lượng của đèn huỳnh quang tia x mà đã thoát khỏi phosphor.

Hình 9 Phosphor độ dày, độ sâu của sự tương tác x-ray và đường lây lan chức năng: ( một ) màn hình mỏng, ( b ) tăng dòng

chức năng lây lan cho một màn hình dày hơn Trong cả hai trường hợp, độ phân giải không gian sẽ được cải thiện nếu nó đã có thể đo tín hiệu từ các mặt của máy phát hiện trên đó x-quang là sự cố.

hoặc tới kênh photon quang ra khỏi phosphor mà không phân tán sẽ cải thiện đáng kể hiệu suất phosphor

Màn hình phosphor thường được sản xuất bằng cách kết hợp 5-10 μ hạt phosphor m đường kính với một chất kết

dính bằng nhựa trong suốt (con số 7 ( một )) Các hạt phosphor rất được tán xạ hạt do chỉ số khúc xạ cao của phốt

pho so với các chất kết dính Sự tán xạ cường độ đủ mạnh để gây ra các lớp được đục: tức là

Hình 10 Số lượng tử hoặc phí ở các giai đoạn khác nhau trong một hệ thống hình ảnh: Full cong, x-ray hạn chế; đường cong

bị hỏng, chuyển đổi và / hoặc khớp nối không đủ sản lượng một bồn rửa lượng tử thứ cấp.

tuyên truyền của các photon có thể được coi là khuếch tán Điều này dẫn đến một giới hạn cho bên phát tán của ánhsáng đến thứ tự của độ dày của lớp hiệu ứng quang học khác cũng có thể được sử dụng để kiểm soát các thuộc tínhhình ảnh của màn hình ví dụ, cho một sự ủng hộ phản quang giúp tăng lượng ánh sáng thoát ra phía đối diện củamàn hình, nhưng với chi phí gia tăng lây lan bên, và do đó làm giảm độ phân giải Thông thường, nếu không có sựủng hộ, ít hơn một nửa số lượng tử ánh sáng tạo ra thoát khỏi phosphor trên mặt đối diện với bộ tách sóng quang và

có tiềm năng sẵn có để được ghi lại Ánh sáng hấp thụ thuốc nhuộm cũng có thể được thêm vào màn hình để nângcao độ phân giải, nhưng kết quả này trong một mất tín hiệu.Những kỹ thuật quang học ảnh hưởng đến độ nhạy, độ

phân giải không gian và (thông qua ảnh hưởng của họ trên các yếu tố Swank (Drangova và Rowlands 1986)) cácthuộc tính tiếng ồn của máy dò.

Nó cũng cần lưu ý rằng các yếu tố bao bì của hạt phosphor trong màn hình có thể được các thứ tự của 50% theothể tích Khi tính toán của η được thực hiện, việc giảm hệ số suy giảm hiệu quả do các chất kết dính phải được xemxét

Hình 10 minh họa sự truyền tín hiệu thông qua các giai đoạn chuyển đổi năng lượng khác nhau của một hệ thốnghình ảnh Trong sơ đồ, N 0 lượng tử là sự cố trên một khu vực cụ thể của bề mặt máy phát hiện (giai đoạn 0) Mộtphần nhỏ trong số này, được đưa ra bởi hiệu quả phát hiện lượng tử, η , tương tác với các máy dò (giai đoạnI) Trong một hệ thống hình ảnh hoàn hảoη sẽ bằng 1,0 Số lượng trung bình, N 1 , các lượng tử Tương tác đại diệncho 'chìm lượng tử chính' của máy dò Sự biến động về N 1 là σ N 1 = (N 1 ) 1 / 2 Điều này xác định SNR của hệ thốnghình ảnh đó tăng lên khi các căn bậc hai của số lượng tử tương tác với máy dò

Bất kể giá trị của η , SNR tối đa của hệ thống hình ảnh sẽ xuất hiện vào thời điểm này và nếu SNR của hệ thống

hình ảnh về cơ bản xác định có, hệ thống được cho là x-quang lượng tử giới hạn trong hoạt động của nó Tuy nhiên,

các SNR sẽ, nói chung, trở nên giảm thông qua các tín hiệu thông qua hệ thống hình ảnh vì thua lỗ và có thêmnguồn biến động

Để tránh thiệt hại có thể xảy ra ở các giai đoạn tiếp theo, điều quan trọng là phát hiện là

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

cung cấp được lượng tử đầy đủ, g 1 trực tiếp sau sự tương tác x-ray đầu tiên Các giai đoạn II và III minh họa choquá trình sáng tạo của nhiều photon ánh sáng từ một đơn tương tác x-ray (thường được gọi là tăng chuyển đổi) vàthoát ra khỏi các lượng tử từ phosphor với xác suất trung bình g 2 Ở đây, sự hấp thụ ánh sáng, tán xạ và phản ánhquá trình rất quan trọng

Thiệt hại hơn nữa xảy ra ở các khớp nối của ánh sáng để các bộ tách sóng quang mà chuyển đổi ánh sáng để sạcđiện tử (giai đoạn IV) và độ nhạy quang phổ và hiệu suất lượng tử quang học của bộ tách sóng quang (giai đoạnV) Nếu đạt được chuyển đổi của phosphor không đủ cao để vượt qua những tổn thất và số lượng tử ánh sáng hoặcphí điện tử ở giai đoạn tiếp theo giảm xuống dưới đó ở bồn lượng tử chính, sau đó là một 'chìm lượng tử thứ cấp

"được hình thành Trong trường hợp này sự biến động thống kê của ánh sáng hoặc phí vào thời điểm này trở nênthêm một nguồn tiếng ồn quan trọng Ngay cả khi một bồn rửa thứ thực tế không tồn tại một giá trị thấp của ánhsáng hoặc phí sẽ làm tăng tiếng ồn Điều này trở nên đặc biệt quan trọng khi phân tích không gian-tần số phụ thuộc

của SNR được thực hiện và, như đã thảo luận trước đó, tác dụng của nó là để làm giảm hiệu quả lượng tử thám tửvới sự gia tăng tần số không gian Hình 11 cho thấy ảnh hưởng của hiệu quả ly quang của ánh sáng từ một phosphor

để một bộ tách sóng quang trên DQE (f) cho một hệ thống quang học kết hợp (Maidment và Yaffe 1994)

Như minh họa trong hình 12, có một số phương pháp tiếp cận để ghép một phosphor để một bộ tách sóng

quang Có thể đơn giản liên quan đến việc sử dụng một ống kính và / hoặc gương hệ thống (hình 12 ( một )) để thu

thập ánh sáng phát ra từ bề mặt của vật liệu lân quang và vài nó hoặc là một máy quay video thông thường (xemhình 18) hoặc một CCD Máy ảnh.Các hoạt động của các máy ảnh được thảo luận ngắn gọn sau này trong bài viếtnày

Bởi vì kích thước của bộ tách sóng quang có sẵn như CCD được giới hạn từ những cân nhắc sản xuất đến mộtkích thước tối đa chỉ 2-5 cm, nó thường là cần thiết để demagnify

Hình 12 Các phương pháp để một cặp vợ chồng phosphor để một bộ tách sóng quang: ( một ) ống kính, ( b ) cáp quang, ( c )

khớp nối trực tiếp đến một photocathode có phát thải được thu thập tĩnh điện.

hình ảnh từ phosphor để cho phép phủ sóng của các kích thước trường bắt buộc trong các bệnh nhân (Karellas et

al 1992) Hiệu quả của ống kính khớp nối được xác định chủ yếu bởi các góc độ rắn subtended bằng quang học thu

thập Đối với một hệ thống ống kính duy nhất, hiệu quả khớp nối được cho bởi (Miller 1971, Maidment và Yaffe1996)

(số 8)nơi τ là yếu tố truyền dẫn quang cho ống kính, F là ' f -số' của ống kính (tỉ lệ chiều dài tiêu cự để hạn chế đường kínhkhẩu độ của nó) và m là yếu tố demagnification từ phosphor để các bộ tách sóng quang Đối với một ống kínhvới F = 1 2, τ = 0 8 và m = 10, ξ sẽ là 0,1% Bởi vì hiệu quả thấp này, các SNR của hệ thống sử dụng ống kính

ghép thường bị hạn chế bởi một bồn rửa lượng tử thứ cấp, đặc biệt là trong các ứng dụng như chụp ảnh cổng xạ trị

nơi các yếu tố demagnification lớn (Munro et al 1990) Mặt khác, ống kính được sử dụng thành công để ghép trong

các tình huống nơi m là nhỏ và g 1 là lớn (Roehrig et al 1994).

Nó cũng có thể sử dụng sợi quang học để thực hiện việc khớp nối Đây có thể là trong các hình thức của bó sợi

quang (hình 12 ( b )), nơi sợi quang có đường kính liên tục kết hợp để tạo thành một hướng dẫn ánh sáng Các sợi

tạo thành một mảng có trật tự để có một one-to-một trong những thư

Hình 13 So sánh hiệu quả của các khớp nối ống kính và sợi quang giữa một phosphor và CCD Các e số của ống kính là

1,2 (Thay đổi từ Hejazi và Trauernicht 1996.)

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

(9)nơi α là phần của bề mặt lối đó bao gồm kính lõi của sợi quang, τ (θ) là yếu tố truyền dẫn cho kính lõi, NA là khẩu

độ số của sợi untapered và m là yếu tố demagnification do giảm dần Ví dụ, một côn với 10 lần demagnification( m = 10), với α = 0 8, τ = 0 9 và NA = 1 0, có hiệu suất 0,7%, cao hơn so với một ống kính với khoảng bảylần F = 1 2 với các yếu tố demagnification cùng và cao hơn so với một ống kính với khoảng 2,5 lần F = 0 7 Cầnlưu ý rằng trong cả hai ống kính và sợi quang học, hiệu quả truyền tải phụ thuộc vào góc tới, θ của ánh sáng và, do

đó, một phân tích đầy đủ bao gồm một tích phân của phân phối góc của khí thải của phosphor trên θ Một so sánh

về hiệu quả của ống kính so với khớp nối sợi quang được thể hiện trong hình 13 (Hejazi và Trauernicht 1996)

Hệ thống của cả hai mẫu thiết kế được sử dụng trong máy ảnh với một lĩnh vực nhỏ của xem cho chụp nhũ ảnh

kỹ thuật số, cho cả hướng dẫn sinh thiết kim và cho nội địa hóa của các thương tổn đáng ngờ Trong các ứng dụngnhư vậy, demagnification thấp hơn nhiều, thường là hai lần, được sử dụng, dẫn đến hiệu quả khớp nối chấp nhậnđược Bằng cách tiếp giáp một số hệ thống camera để tạo thành một ma trận lớn hơn, một vú kỹ thuật số hệ thốnghình ảnh toàn trường có thể được xây dựng (Feig và Yaffe 1995), trong khi vẫn duy trì một giá trị thấp của mvà do

đó là một giá trị thích hợp của g để tránh một lượng tử thứ cấp bồn rửa

Fibre bó quang có thể biến dạng hình học mà phải được giảm thiểu Để duy trì độ phân giải cao, nhiễu xuyên âmcủa tín hiệu giữa các sợi phải được kiểm soát và điều này được thực hiện, một phần là do việc sử dụng các chất hấpthụ ngoại thành (EMA), tức là một quang có độ suy giảm

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

3 2 mm.

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

5 Thâu lại quét chùm tia

Một cách để khắc phục các kích thước và chi phí hạn chế của sẵn tách sóng quang độ phân giải cao trong sản xuấtmột lĩnh vực hình ảnh lớn là tạo ra một thụ hình ảnh mà bản chất là một chiều và mua lại các khía cạnh thứ hai củahình ảnh bằng cách quét tia X-quang và phát hiện qua bệnh nhân Về nguyên tắc này có thể được thực hiện bằngcách sử dụng một máy dò đường duy nhất và một chùm tia khe rất cao chuẩn trực của x-quang Điều này là cực kỳkhông hiệu quả vì việc sử dụng kém cỏi của các đầu ra của ống x-ray Hầu hết các x-quang sẽ được gỡ bỏ bằng ốngchuẩn trực và quét toàn sẽ áp đặt một tải nhiệt lớn trên ống Nó có thể cải thiện hiệu quả của hệ thống như vậy rấtnhiều bằng cách sử dụng một multiline hoặc dò 'khe' Ở đây, các tia X-ray sẽ mở rộng trên các lĩnh vực hình ảnh đầy

đủ trong một chiều nhưng sẽ bị thu hẹp (ví dụ 3-15 mm) trong khác Trong nhóm của chúng tôi, chúng tôi đã sử

dụng một thiết kế như vậy để xây dựng một hệ thống chụp nhũ ảnh kỹ thuật số (Nishikawa et al 1987, Yaffe

1993) Điều này bao gồm một dải vật chất phosphor với kích thước 3 2 mm × 240 mm Đây là cùng với ba nến sợiquang được abutted với khớp mũ ở bề mặt đầu vào của họ như thể hiện trong hình 14 Tỷ lệ côn của họ 1,58: 1 cungcấp demagnification với hiệu quả thu ánh sáng có thể chấp nhận cho ứng dụng này trong khi cung cấp một khônggian giữa các nến tại đầu ra cho phù hợp với vùng không hoạt động bên ngoài của ba mảng CCD, được ngoại quantrực tiếp trên nến Mua lại diễn ra chậm trễ trong khi tích hợp chế độ (TDI) thời gian trong đó chùm tia x-quangđược kích hoạt liên tục trong các hình ảnh quét và phí thu được trên điểm ảnh của