Đầu dò tia X cho X quang số

ĐẦU DÒ X QUANG SỐ Đánh giá (REVIEW) Đầu dò tia X cho X quang số M J Yaffe and J A Rowlands Chương trình nghiên cứu hình ảnh, Trung tâm khoa học y tế Sunnybrook, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5 Đã nhận ngày 29 tháng 3 năm 1996, mẫu cuối cùng ngày 16 tháng 8 năm 1996 Tóm tắt X Quang số cung cấp tiềm năng phát triển chất lượng hình ảnh cũng như cung cấp cơ hội cho những tiến bộ trong quản lí hình ảnh y tế Chất lượng hình ảnh được gắn liền với sự rõ ràng và chí.

ĐẦU DÒ X-QUANG SỐ Đánh giá (REVIEW)

Đầu dò tia X cho X quang số

M J Yaffe and J A Rowlands

Chương trình nghiên cứu hình ảnh, Trung tâm khoa học y tế Sunnybrook, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5

Đã nhận ngày 29 tháng 3 năm 1996, mẫu cuối cùng ngày 16 tháng 8 năm 1996

Tóm tắt: X-Quang số cung cấp tiềm năng phát triển chất lượng hình ảnh cũng như

cung cấp cơ hội cho những tiến bộ trong quản lí hình ảnh y tế Chất lượng hình ảnh được gắn liền với sự rõ ràng và chính xác của thông tin thu được từ chùm tia X được truyền qua bệnh nhân, nói cách khác đối với chất lượng của đầu dò tia X Bộ thu cho

X quang số phải đáp ứng các nhu cầu của thủ tục các bức xạ đặc trưng nơi mà chúng được sử dụng Các thông số chính là độ phân giải không gian, tính đồng nhất của đáp ứng, độ nhạy tương phản, phạm vi hoạt động, tốc độ thu và tỉ lệ khung hình Những nghiên cứu vật lí cơ bản xác định chất lượng của đầu dò tia X sẽ được xem lại Một số công nghệ đầu dò hiện tại và thực nghiệm có triển vọng, cái mà có thể phù hợp cho X-quang số sẽ được xem xét Các thiết bị có thể được sử dụng trong các bộ thu khắp mọi nơi và cũng những thiết bị đó thích hơp hơn cho hệ thống X quang quét sẽ được thảo luận Chúng bao gồm các cách tiếp cận khác nhau dựa trên chuyển đổi tia X huỳnh quang Nơi lượng tử ánh sáng được sản xuất như một giai đoạn trung gian, cũng như chuyển đổi trực tiếp từ tia X thành điện tích với những nguyên liệu như kẽm cadmium telluride, selen vô định hình và tinh thể silicon

Chụp cắt lớp vi tính là mộtt ứng dụng khá phức tạp của X quang số, và gần đây hơn, các phương pháp tiếp cận kĩ thuật số đơn giản hơn, nhiều xu hướng kỹ thuật hình ảnh như chụp mạch và chiếu chụp X quang thường quy cũng như siêu âm và hình ảnh

y học hạt nhân đã được phát triển Một phần lý do cho niên đại này là CT đã ngay lập tức được chấp nhận vì những lợi ích rõ ràng của chụp cắt lớp ngang và khả năng của

CT để hiển thị sự khác biệt tinh tế trong sự suy giảm mô Những mong muốn có ảnh hưởng nhiều hơncho độ phân giải không gian cao, cái mà không thể đạt được với các đầu dò thô sơ và khả năng tính toán hạn chế có sẵn tại thời điểm đó, nhưng mà có thể đạt được với hình ảnh chiếu X quang tiêu chuẩn

Sự phát triển của công nghệ dò tìm được cải thiện, cũng như tính toán mạnh mẽ hơn nhiều, màn hình kỹ thuật số có độ phân giải cao và các thiết bị đầu ra laser là cần thiết trước khi X quang số có thể tiến xa hơn Ban đầu, người ta nghĩ rằng chụp X quang số sẽ phải phù hợp với các hạn chế đòi hỏi hiệu suất phân giải không gian của hình ảnh dựa trên phim Tuy nhiên, ảnh phim thường bị hạn chế bởi sự thiếu bề rộng tiếp xúc do đặc tính cong của phim và bởi nhiễu kết hợp với chi tiết phim và việc sử dụng kém hiệu quả của bức xạ tới Kinh nghiệm hơn nữa đã gợi ý rằng một giá trị độ phân giải giới hạn cao không quan trọng như khả năng cung cấp độ tương phản hình ảnh tuyệt vời trên một bề rộng của sự phơi sáng tia X cho tất cả các tần số không gian lên đến một độ phân giải giới hạn thấp hơn (Yaffe 1994) Một hệ thống X quang số có thể cung cấp hiệu suất như vậy, cũng như cho phép thực hiện các kỹ thuật hình ảnh máy tính xử lý, lưu trữ kỹ thuật số, truyền hình ảnh và khai thác thông tin định lượng hữu ích về y tế từ những hình ảnh

Trong lịch sử, đã có một sự quan tâm mạnh trong việc phát triển hệ thống hình ảnh kỹ thuật số cho chụp X quang ngực bởi vì trong những nhược điểm vốn có của hệ thống màn hình phim trong việc cung cấp đầy đủ bề rộng và độ tương phản tốt trong phổi và các vùng trung thất và mong muốn thực hiện các tính năng như xử lí hình ảnh,

chuẩn đoán hình ảnh và hệ thống lưu trữ và phục hồi kỹ thuật số (PACS) TESIC và

những người khác (1983) đã mô tả một hệ thống kỹ thuật số quét đơn dòng cho chụp

X quang ngực cái mà sử dụng một mảng 1024 đi-ốt quang điện ghép nối rời rạc cùng

với 1 gadolinium oxysulphide phosphor Điều này đòi hỏi một thời gian quét là 4,5s và

cung cấp một độ phân giải không gian giới hạn là 1 chu kì / mm Goodman và những

người khác (1988) và Fraser và những người khác (1989) đã xem xét những điểm

mạnh và điểm yếu của những phương pháp tiếp cận khác nhau để chụp X quang kỹ thuật số ngực có thể dùng được tại thời điểm đó Họ đã xác định tiềm năng cho chụp Xquang ngực kỹ thuật số trong khi chỉ ra những cải tiến đó sẽ cần thiết cho kỹ thuật này

để trở lên được chấp nhận bởi bác sĩ X quang

Hệ thống kỹ thuật số cho chụp mạch xóa nền và đối với một số loại chiếu chụp

X quang đang sử dụng rộng rãi trong lâm sàng và hệ thống chuyên môn cho các ứng dụng như chụp X quang vú hiện nay đang được phát triển Sự tiện lợi của các hệ thống

kỹ thuật số này sẽ có tiềm năng cho phép sự ra đời của chẩn đoán bằng máy tính

(Chan và những người khác 1987, Giger và những người khác 1990) Đã có một số đánh giá trước đây của công nghệ đầu dò hình ảnh kỹ thuật số, đặc biệt là bởi Rougeot (1993)

2 Ảnh kỹ thuật số

Hầu như tất cả các hình ảnh x-ray được dựa trên truyền dẫn lượng tử qua cơ thể, với

độ tương phản xảy ra do sự khác biệt về độ dày và thành phần của giải phẫu bên trong.Các mô hình truyền tia X trong mặt phẳng của hệ thống hình ảnh có thể được coi như

là một sự thay đổi liên tục của độ dòng tia X với vị trí Một mô hình giả thuyết được

trình bày theo một khía cạnh trong hình 1(a) Một đầu dò hình ảnh tương tự cố gắng để

tái tạo mô hình này một cách chính xác, ví dụ như các biến thể của mật độ quang trên một phim nhũ tương phát triển Về nguyên tắc, các biến thể là không gian liên tục và cung cấp đủ lượng tia X cần sử dụng, chúng cũng liên tục trên thang cường độ

Một sơ đồ của một hệ thống chụp X quang kỹ thuật số chung được đưa ra trong hình 2 Ở đây, máy thu hình ảnh tương tự được thay thế bằng một bộ thu chuyển đổi năng lượng chùm tia X truyền thành tín hiệu điện tử mà sau đó được số hóa và ghi vào

bộ nhớ máy tính Các hình ảnh sau đó có thể được xử lí, hiển thị, truyền hoặc lưu trữ

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

Hình 1: Các khái niệm về hình ảnh kỹ thuật số (a): Cấu trúc của 1 hình ảnh tương tự thay đổi liên tục cả về 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

Trong một hệ thống hình ảnh kỹ thuật số, tại một số giai đoạn, mô hìnhtruyền tia X được lấy mẫu ở cả chiều không gian và cường độ, như minh

họa trong hình 1(b) Trong chiều không gian, các mẫu thu được như là

trung bình của cường độ qua các phần tử ảnh hoặc pixel Đây thường lànhững khu vực hình vuông, được đặt cách nhau ở khoảng thời gian bằngnhau khắp mặt phẳng hình ảnh Trong hướng cường độ, tín hiệu được

binned vào trong một cấp số hữu hạn Giá trị cường độ của hình ảnh kỹthuật số có thể, do đó, chỉ có trên các giá trị rời rạc, và các thông tin liên

quan đến cường độ trung gian và các sự thay đổi trên thang xóa điểm ảnh

bị mất trong việc số hóa

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

Để giảm sự suy thoái của chất lượng hình ảnh trong quá trình số hóa, điều quan trọng là kích thước điểm ảnh và độ sâu bit là phù hợp với các yêu cầu của nhiệm vụ chụp ảnh và phù hợp với độ phân giải không gian và độ chính xác của hình ảnh, được xác định bởi các yêu tố giới hạn cơ bản như nơi tiêu điểm không nhọn, chuyển động

về giải phẫu và mức độ nhiễu lượng tử

dụ, chụp X quang ngực đòi hỏi một phạm vi hình ảnh 35cm – 43cm, trong khi X

quang vú có thể được cung cấp bởi một máy thu có các kích thước 18 cm - 24 cm hoặc

24 cm - 30 cm Bóng tăng sáng dùng cho X quang chiếu và phim ảnh huỳnh quang cung cấp từ trường vòng với đường kính từ 15 cm đến 40 cm Ngoài ra, vì chùm tia X phân kì, hình ảnh luôn trải qua một số mức độ phóng đại X quang Thông thường, điềunày chỉ khoảng 10%; Tuy nhiên, đối với các kì kiểm tra mà phóng đại là cố ý áp dụng, điều này có thể là một yếu tố của hai hoặc nhiều hơn và, do đó, việc sử dụng lâm sàng phải được xem xét cẩn thận khi xác định yêu cầu kích thước bộ thu

3.2 Đặc trưng hình học

Một số yếu tố được xem xét ở đây là những ‘ vùng không hoạt động (vùng chết) ‘, cái

có thể tồn tại bên trong và xung quanh các cạnh của đầu dò Trong một đầu dò điện tử dùng cho chụp X quang kỹ thuật số, những vùng đó có thể được yêu cầu cho việc định tuyến của dây dẫn hoặc vị trí của các thành phần đầu dò phụ trợ như bộ đệm, đồng hồ,

vv Vùng chết có thể xảy ra khi một đầu dò có diện tích lớn được sản xuất bởi sự ghép nối những đơn vị đầu dò nhỏ hơn (ngói) Đối với các đầu dò gồm các thành phần cảm biến rời rạc, chúng ta có thể xác định các hệ số lấp đầy như là phần diện tích của mỗi thành phần đầu dò đó là nhạy cảm với các tia X tới Trong một số ứng dụng (ví dụ như

X quang vú) điều quan trọng là các đầu dò có diện tích hoạt động không đáng kể trên một hoặc nhiều cạnh để tránh không bao gồm các mô từ hình ảnh Điều này có thể ngăn cản việc sử dụng các bộ thu với những khung cồng kềnh, chẳng hạn như bóng tăng sáng chân không , từ những ứng dụng đó Trong mọi trường hợp, vùng chết trong đầu dò dẫn đến việc sử dụng không hiệu quả các bức xạ truyền qua các bệnh nhân trừ khi bộ chuẩn trực trước bệnh nhân có thể được sử dụng để che dấu các bức xạ cái mà

sẽ rơi vào các vùng chết Thông thường, vì liên kết phức tạp và bán tiêu điểm, điều nàykhông thực tế

Một yếu tố hình học khác cái mà phải được coi là biến dạng Một hệ thống hìnhảnh chất lượng cao sẽ trình bày trung thực một bản đồ không gian của mô hình đầu vào tia X đến hình ảnh đầu ra Các hình ảnh có thể được thu nhỏ không gian; Tuy nhiên, hệ số tỉ lệ nên không đổi trên trường ảnh Sự biến dạng sẽ khiến phép ánh xạ này để trở thành phi tuyến Nó có thể trở nên phụ thuộc tuyến tính theo không gian hoặc góc cạnh Đây có thể là trường hợp khi ống kính, sợi quang hoặc electron quang

được sử dụng trong các hệ thống hình ảnh và tạo ra những 'hình mặt gối' hoặc sự méo dạng trống

Cuối cùng, cần lưu ý rằng đầu dò kỹ thuật số có thể chia thành hai loại nói chung, cảm biến cố định hoặc cátxét có thể thay thế Trước đây, máy thu và màn hình của nó được tích hợp vào các máy phát tia X Trong khi điều này đòi hỏi một máy được thiết kế đặc biệt với chi phí cao hơn bình thường, nó cũng giúp loại bỏ sự cần thiết cho việc tải, sự tháo nạp và việc mang băng cát-xét tới một thiết bị đoc riêng biệt

và chi phí nhân công phức tạp Đồng thời, việc sử dụng một hoặc một số lượng hạn chế của các máy thu đơn giản hóa các công việc hiệu chỉnh các máy thu không đồng nhất (xem dưới đây) Một hệ thống tái sử dụng băng cátxét có thể có ích, nơi một mức linh động cao hoặc độ đàn hồi được yêu cầu, chẳng hạn như trong các tình huống chăm sóc đặc biệt hoặc phòng mổ, và có ưu điểm là phù hợp với các đơn vị chụp X quang hiện nay

3.3 Hiệu suất lượng tử

Các công đoạn thu nhận hình ảnh ban đầu là giống nhau trong tất cả các đầu dò tia X

Để tạo ra một tín hiệu, các lượng tử tia X phải tương tác với các vật liệu đầu dò Xác

suất của sự tương tác hoặc hiệu suất lượng tử cho các năng lượng lượng tử E = hv

được cho bởi

của những tia X tới trên bộ thu Quang phổ này sẽ bị ảnh hưởng bởi hiệu ứng lọc của

bệnh nhân cái mà làm “cứng” chùm tia, nghĩa là để làm cho nó mạnh hơn do đó đâm sâu hơn

Hiệu suất lượng tử có thể được tăng lên bằng cách làm cho đầu dò dày hơn hoặcbằng cách sử dụng các vật liệu có giá trị µ cao hơn bởi vì tăng số nguyên tử hoặc mật

độ Hiệu suất lượng tử so với năng lượng tia X cho độ dày khác nhau của một số vật liệu đầu dò được vẽ trong hình 3 và 4 Hiệu suất lượng tử nói chung là cao nhất ở mức năng lượng thấp, giảm dần với sự gia tăng năng lượng Nếu vật liệu có một cạnh hấp

thụ nguyên tử trong vùng năng lượng quan tâm, sau đó hiệu suất lượng tử tăng lên đáng kể trên năng lượng này, gây ra một cực tiểu địa phương trong ŋ cho các năng lượng ngay dưới cạnh hấp thụ.

Tại năng lượng tia X chẩn đoán, quá trình tương tác chính là hiệu ứng quang điện vì số lượng nguyên tử tương đối cao của hầu hết các vật liệu đầu dò Sự tương táccủa một lượng tử tia X với đầu dò phát ra quang điện tử tốc độ cao Trong tổn thất tiếptheo của động năng trong đầu dò, sự kích thích và ion hóa xảy ra, sinh ra các tín hiệu thứ cấp (quang lượng tử hoặc điện tích)

3.4 Độ phân giải không gian

Độ phân giải không gian trong chụp X quang được xác định bởi cả đặc tính đầu dò và bởi các yếu tố không liên quan đến máy thu Loại thứ 2 bao gồm độ không sắc nét phátsinh từ các yếu tố hình học Ví dụ như: “vùng nửa tối” do kích thước ảnh hưởng của nguồn tia X và độ phóng đại giữa cấu trúc giải phẫu quan tâm và các mặt phẳng của máy thu hình ảnh hoặc chuyển động tương đối giữa nguồn tia X, bệnh nhân và máy thu hình ảnh trong suốt thời gian phơi sáng Các yếu tố liên quan đến đầu dò phát sinh

từ kích cỡ khẩu độ hiệu dụng, khoảng không gian lấy mẫu giữa các phép đo và bất kỳ tín hiệu xung quanh ảnh hưởng tới đầu dò hoặc màn hình

Những đầu dò cho X-quang kỹ thuật số thường gồm các thành phần riêng biệt, thường có kích thước và khoảng cách không đổi Các kích thước của phần hoạt động của mỗi thành phần đầu dò xác định một khẩu độ Khẩu độ xác định đáp ứng tần số không gian của đầu dò Ví dụ, nếu khẩu độ là hình vuông với kích thước d, sau đó các hàm truyền điều biến (MTF) của đầu dò sẽ là dạng sinc f, trong đó f là tần số không gian dọc theo hướng x hoặc y, và MTF sẽ bằng 0 lần đầu tại tần số f = d− 1 , biểu diễn

trong mặt phẳng của đầu dò (hình 5) Một đầu dò với d = 50µm sẽ có một MTF với

điểm 0 đầu tiên tại f = 20 vòng/mm Bởi vì sự phóng đại, tần số này sẽ cao hơn trong một mặt phẳng trong bệnh nhân

Hình 3: Hiệu quả tương tác lượng tử ŋ , các độ dày khác

nhau của phosphor được chọn Chú thích rằng, ngoại trừ CsI,

các hạt phosphor được kết hợp với một chất kết dính làm

cho mật độ nén giảm ( thường là 50% ), do đó độ dày màn

hình phải được tăng lên để cung cấp các giá trị suy hao được

hiển thị.

Cũng có tầm quan trọng đáng kể là khoảng lấy mẫu p của đầu dò, nghĩa là góc

nghiêng trong mặt phẳng đầu dò giữa các phần tử nhạy cảm hoặc các phép đo Định lý lấy mẫu nói rằng chỉ có tần số không gian trong mô hình dưới đây (2 p)−1 ( tần số Nyquist ) có thể được chụp một cách chính xác.Nếu mẫu chứa các tần số cao hơn, sau

đó một hiện tượng gọi là sai số lấy mẫu xảy ra trong đó phổ tần số của các mẫu hình ảnh vượt quá tần số Nyquist bị phản chiếu hoặc bao phủ khoảng tần số trong kiểu dángđàn xếp và thêm vào các phổ tần số thấp hơn, tăng hàm lượng quang phổ rõ ràng của

hình ảnh tại các tần số thấp hơn (Bendat và Piersol 1986) Trong một đầu dò bao gồm các thành phần rời rạc, khoảng lấy mẫu nhỏ nhất trong một máy thu hình ảnh đơn là p

= d , sao cho tần số Nyquist là (2 d )−1 trong khi đáp ứng khẩu độ giảm xuống 0 ở hai

tần số (cao hơn nếu kích thước của các vùng nhạy cảm của phần tử dò nhỏ hơn d, ví dụ

do các hệ số lấp đầy của các thành phần đầu dò nhỏ hơn 1.0)

Hình 4: Hiệu suất của tương tác lượng tử ƞ của lựa chọn sự chuyển đổi trực

để đạt được điều này được gọi là phối màu (dithering), liên quan đến nhiều máy thu với một chuyển động vật lý của đầu dò bởi một phần nhỏ khoảng cách điểm ảnh giữa các máy thu liên tiếp Các loại trừ hình ảnh sau đó được kết hợp để tạo thành hình ảnh

cuối cùng Điều này làm giảm hiệu quả p, qua đó cung cấp một tần số Nyquist cao

hơn Một số đầu dò không có điểm ảnh trễ tại giai đoạn hấp thu tia X, nhưng hơn nữa

d và p được định nghĩa trong cơ chế hiển thị của chúng Đây là trường hợp cho hệ

thống đầu dò kích thích phosphor mô tả dưới đây, nơi mà các tấm phosphor liên tục, nhưng laser đọc ra tấm lấy mẫu tại các điểm rời rạc Điều này có thể cung cấp một số tính linh hoạt trong thiết lập độc lập khoảng thời gian lấy mẫu (quét mặt ảnh) và kích thước khẩu độ hiệu dụng (laser kích thước điểm) để tránh sai số lấy mẫu Các vấn đề

về lấy mẫu trong các hệ thống X quang kỹ thuật số đã được xem xét bởi Dobbins (1995)

Trong thiết kế tổng thể của một hệ thống hình ảnh, điều quan trọng là nguồn vậtchất khác của độ không sắc nét được xem xét khi kích thước khẩu độ và khoảng lấy mẫu được chọn Nếu cho ví dụ các MTF được giới hạn bởi độ không sắc nét do vị trí tiêu điểm, nó sẽ có ít giá trị để cố gắng để cải thiện hệ thống bằng cách thiết kế các máy thu với các thành phần đầu dò nhỏ hơn

Hình 5: Ảnh hưởng của đầu dò hình chữ nhật khẩu độ 50 µm trên MTF của

máy thu hình ảnh Các tần số Nyquist ƒ N trên đó sai số lấy mẫu được kiểm

soát

3.5 Nhiễu âm

Tất cả các hình ảnh được tạo ra bởi các lượng tử là thống kê trong tự nhiên, nghĩa là mặc dù các mẫu hình ảnh có thể được dự đoán bởi các tính chất suy giảm của bệnh nhân, nó sẽ dao động ngẫu nhiên về các giá trị dự đoán trung gian Sự biến động của

cường độ tia X qua thống kê Poisson , do đó phương sai σ2 , về số lượng trung bình

các lượng tử tia X, N 0 , rơi vào thành phần đầu dò của một khu vực nhất định bằng N 0 Tương tác với các đầu dò có thể được biểu diễn như là một quá trình nhị thức với xác suất thành công ŋ, và nó đã được chứng minh (Barrett và Swindell 1981) là sự phân bốcủa sự tương tác lượng tử vẫn là Poisson với độ lệch chuẩn

hệ thống hình ảnh

Một phân tích toàn bộ tín hiệu và truyền nhiễu trong một hệ thống đầu dò phải đưa vào phép tính tần số không gian phụ thuộc vào cả tín hiệu và nhiễu Truyền tín hiệu có thể được đặc trưng về các chức năng chuyển giao điều chế MTF(ƒ) , trong đó f

là tần số không gian, trong khi nhiễu được mô tả bởi những nhiễu điện hoặc phổ

Wiener W(ƒ) Các phương pháp tính toán các đặc tính quang phổ Wiener của một đầu

dò phải hiệu chỉnh cho phi tuyến trong các đầu dò và phải đưa đúng cách vào phép tính các mối tương quan không gian của các tín hiệu và thống kê sự dao động

(Rabbani và những người khác 1987, Cunningham và những người khác 1994).

Một số lượng hữu ích cho việc xác định tổng thể hiệu suất của tín hiệu và nhiễu của đầu dò hình ảnh là không gian phụ thuộc tần số của chúng để tìm ra hiệu suất

lượng tử DQE(ƒ) Hiệu suất mô tả này trong việc chuyển đổi tỉ số tín hiệu trên nhiễu

( bình phương ) chứa trong mô hình tia X tới đầu ra của đầu dò Lý tưởng nhất,

DQE(ƒ) = ŋ cho tất cả ƒ, nhưng bổ sung nguồn nhiễu sẽ làm giảm giá trị này và

thường gây ra các DQE giảm khi tăng tần số không gian DQE(ƒ) có thể được coi là

một loại hiệu suất lượng tử, trong khi nó được nhân với số lượng tử tới trên các đầu

dò, một bao gồm SNR out2 (ƒ) cũng gọi là số của nhiễu lượng tử tương đương DQE(ƒ), được sử dụng để tạo hình ảnh Thông thường DQE cho một đầu dò màn hình phim có

giá trị khoảng 0.2 ở một tần số không gian từ 0 chu kỳ/mm và điều này có thể giảm

xuống 0.05 ở một vài chu kỳ/mm (Bunch và những người khác 1987).

Như đã thảo luận trong phần 4, điều quan trọng là số lượng tử thứ cấp hay electron ở từng giai đoạn của đầu dò có phần lớn hơn N0ŋ, để tránh nhiễu đầu dò đang được át trế bởi một ‘bồn rửa lượng tử thứ cấp’

Bảng 1: Tính chất của huỳnh quang và chất quang dẫn sử dụng như đầu dò

tia X cho X-quang kỹ thuật số, trong đó Z là số nguyên tử, K là năng lượng

hấp thụ, EK các thành phần hấp thụ chính Độ nhạy sáng được thể hiện như

năng lượng w mà phải được hấp thụ để phát một lượng tử ánh sáng trong

một huỳnh quang hoặc một cặp electron-lỗ trống trong một chất quang dẫn.

Sản lượng huỳnh quang ω K là xác suất mà khi một vỏ K tương tác quang

điện xảy ra, sẽ có một đèn huỳnh quang (đặc tính) tia X hơn là một electron

Auger phát ra

a từ Evans (1955)

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

c Ước tính bằng cách nhân khoảng cách dải 8,3 eV với 3 (Klein 1968) và sau đó nhân 2 cho hiệu suất 50% của cái ống đầy trong suốt thời gian phơi nhiễm tia X Giá trị cao hơn phản ánh một sự mất mát thêm có thể lên đến một hệ số 2 là do retrapping trong suốt sự hiển thị

3.6 Độ nhạy

Đầu ra cuối cùng từ hầu như tất cả các đầu dò tia X là một tín hiệu điện, do độ nhạy có

thể được xác định trên điều khoản của điều chế bởi đầu dò (trước khi khuếch đại bên ngoài ) mỗi lượng tử tia X tới có năng lượng xác định Độ nhạy của bất kỳ hệ thống

hình ảnh nào đều phụ thuộc vào ŋ và hiệu suất chuyển đổi sơ cấp ( hiệu suất chuyển đổi năng lượng của tương tác tia X tới mẫu dễ đo lường hơn như quang học điển từ hoặc điện tích ) Hiệu suất chuyển đổi chuyển đổi có thể được thể hiện trong điều khoản của năng lượng ω cần thiết để bật 1 photon ánh sáng trong một chất huỳnh quang, 1 cặp electron – lỗ trống trong 1 chất quang dẫn (hoặc chất bán dẫn ) hoặc 1 cặp electron – ion trong 1 đầu dò khí Giá trị của ω cho một số vật liệu đầu dò đặc

trưng được đưa ra trong bảng 1 Các yếu tố hạn chế liên quan đến cấu trúc vùng bên trong của chất rắn từ đó các đầu dò được chế tạo

Hình 6: Sơ đồ mức năng lượng cho tinh thể được sử dụng.

(a) đầu dò tia X chuyển đổi trực tiếp (b) chất lân quang thông thường (c) ảnh chất lân quang photostimulable Trong hình 6(a) cấu trúc vùng cơ bản của một loại vật liệu tinh thể được biểu diễn

Thông thường vùng hóa trị được cư trú đầy đủ với electron và vùng dẫn trống Sự chênh lệch năng lượng điều chỉnh quy mô của năng lượng cần thiết để giải phóng một cặp electron-lỗ trống, nghĩa là để thúc đẩy một electron từ vùng hóa trị vào vùng dẫn Tuy nhiên, mặc dù năng lượng này là tối thiếu cho phép bởi các nguyên tắc bảo toàn năng lượng, điều này có thể được thực hiện chỉ dành cho các photon năng lượng chính xác bằng với khoảng cách năng lượng Đối với các hạt mang điện phóng năng lượng

( ví dụ như thông qua việc làm chậm các electron năng lượng cao được tạo ra bởi sự tương tác tia X ban đầu ), yêu cầu bảo toàn cả năng lượng và động lượng tinh thể cũng

như sự hiện diện của quá trình cạnh tranh yêu cầu năng lượng thấp, trung bình, ít nhất

ba lần năng lượng so với dải khoảng cách để giải phóng một cặp electron – lỗ trống

(Klein 1968).Trong hình 6(b) vị trí của chất lân quang được biển diễn Trong trường

hợp này, yêu cầu đầu tiên là để có được một cặp electron-lỗ trống Sau đó, trả về electron để dải hóa trị thông qua một trung tâm phát quang được tạo ra bởi một chất kích hoạt thêm vào nguyên liệu chính Điều này đòi hỏi các năng lượng E F của ánh sáng huỳnh quang phải ít hơn so với dải khoảng cách năng lượng E G và do đó không thể tránh khỏi hiệu suất thấp trong một chất huỳnh quang so với một chất quang dẫn cùng E G.

3.7 Phạm vi hoạt động

Phạm vi hoạt động có thể xác định là:

X noise

Trong đó X max là dòng tia X cung cấp các tín hiệu tối đa mà đầu dò có thể chứa và X noise

là dòng cung cấp tín hiệu tương đương với tổng vuông pha của đầu dò nhiễu và nhiễu lượng tử tia X

Trong định nghĩa này mô tả các hoạt động của đầu dò trên một điểm ảnh cơ sở riêng biệt, nó ít hữu ích để dự đoán phạm vi hữu ích của hoạt động đầu dò cho một nhiệm vụ hình ảnh cụ thể Điều này là bởi vì ở dưới cùng của phạm vi này tín hiệu với

nhiễu tỉ lệ (SNR) chỉ là 1 và điều này hiếm khi được chấp nhận Ngoài ra, nó hiếm để

căn cứ một chẩn đoán y tế trên một điểm ảnh hình ảnh duy nhất và do đó đối với hầu hết các đối tượng, SNR được dựa trên các tín hiệu từ nhiều điểm ảnh Đối với một đối tượng lớn, nhiễu trên một điểm ảnh bởi điểm ảnh cơ sở có thể lớn, nhưng nếu đó là tích hợp trên các đối tượng, các SNR hiệu dụng sẽ cải thiện xấp xỉ như căn bậc 2 của

vùng (với một số điều chỉnh cho hiệu ứng tương quan do độ không sắc nét của hệ thống hình ảnh) Do đó chúng tôi đã cung cấp cách xác định thứ 2 ‘phạm vi hoạt động

hiệu dụng’ mà chúng tôi đã tìm hữu ích

DR eff = k2X max

k1X noise

Ở đây, hằng số k1là hệ số mà các tín hiệu tối thiểu phải vượt qua nhiễu để đầu dò đáng tin cậy Rose (1948) đã lập luận rằng k1 nên được vào khoảng 4 hoặc 5 tùy thuộc vào công việc chụp ảnh Hệ số k2, cái mà phụ thuộc vào công việc chụp ảnh và hệ thống MTF, phản ánh sự cải thiện trên SNR do tích hợp trên nhiều điểm ảnh Kết quả, điều này khiến phạm vi hoạt động của hệ thống hình ảnh tăng mặc dù mức tín hiệu tối đa vàmức độ điểm ảnh nhiễu duy nhất không thay đổi Maidment và những người khác (1993) và Neitzel (1994) đã phân tích vấn đề này đối với trường hợp chụp X quang vú

Trong thực tế, phạm vi hoạt động cần thiết cho một nhiệm vụ chụp ảnh có thể được chia thành hai thành phần Đầu tiên mô tả tỷ lệ giữa sự suy giảm tia X của phần lớn thấu xạ và đường chắn xạ thông qua các bệnh nhân gồm cùng hình ảnh giống nhau Thứ hai là độ chính xác của tín hiệu tia X được đo trong một phần của hình ảnh tiêu biểu nhất chắn xạ giải phẫu Nếu ví dụ, có một yếu tố trong 50 trong sự suy giảm trên khắp các lĩnh vực hình ảnh và nó đã mong muốn có 1% độ chính xác trong việc

đo các tín hiệu trong các khu vực có độ suy giảm nhất, sau đó phạm vi hoạt động yêu cầu sẽ là 5000 Phạm vi hoạt động yêu cầu cho một số ứng dụng có thể vượt quá khả năng sẵn có của các đầu dò Nó thường có thể làm giảm các yêu cầu bằng cách sử dụng bộ lọc bolusing trước bệnh nhân để tăng sự suy giảm trong các khu vực sáng của hình ảnh và do đó làm giảm phạm vi của các cường độ cái mà phải được cung cấp

Các yêu cầu về phạm vi hoạt động khác nhau giữa các nhiệm vụ chụp ảnh, nhưng một số nguyên tắc chung cho việc thiết lập các yêu cầu của mỗi phương thức cóthể được đưa ra Đầu tiên, điều quan trọng là nhận ra rằng tia X bị suy giảm theo cấp

số nhân, do đó một lớp trị số 10 của các mô dày thêm sẽ suy giảm chùm bởi một yếu

tố thêm vào của 10, trong khi cùng độ dày giá trị thứ 10 thiếu sẽ làm tăng dòng tia X bởi một yếu tố của 10 Do đó khi một giá trị tiếp xúc trung gian X mean cho hệ thống được thiết lập bằng cách chiếu 1 ảo ảnh đồng nhất, chúng tôi quan tâm đến yếu tố nhântrên và dưới giá trị trung gian này, nghĩa là X mean là một hình học chứ không phải là thuật toán trung bình Vì vậy, ví dụ như trong huỳnh quang, nó thường được thiết lập với 1 tỉ lệ 100:1 là hữu ích, nhưng nó cũng cơ bản để hiểu được phạm vi này nên được giữa X mean/10 và 10X mean hơn phân phối trong số gia truyến tính bình đẳng, nghĩa là giữa X mean/50 và 2X mean

Trong việc xác định phạm vi hoạt động cho một đầu dò, người ta phải xem xét

cả nhu cầu thích hợp mức năng lượng tia X để đặt lượng tử mong muốn tính số liệu thống kê vào mức cuối thấp của phạm vi cũng như hiện tượng đầu dò như bão hòa hoặc ‘sự làm mờ’ mà có thể xảy ra với tín hiệu lớn

3.8 Tính đồng nhất

Điều quan trọng là hệ thống hình ảnh X quang cung cấp đồng nhất, nghĩa là độ nhạy không đổi trên toàn bộ diện tích của hình ảnh Mặt khác, mẫu cái mà có thể phá vỡ cácgiải thích hiệu quả của hình ảnh có thể đưa đến kết quả Những mô hình này đôi khi

được gọi là “mô hình nhiễu cố định” Trong một hệ thống hình ảnh tương tự, bỏ nhiều công sức phải được thực hiện trong thiết kế và sản xuất các đầu dò để chúng cung cấp đáp ứng đồng nhất

Trong một hệ thống kỹ thuật số, công việc là dễ dàng hơn nhiều, bởi vì ít nhất

là trên một phạm vi đáng kể, sự khác biệt trong đáp ứng từ các thành phần để phần tử

có thể được sửa chữa Điều này được thực hiện bằng cách chụp ảnh một đối tượng của

sự truyền tia X đồng nhất, sự ghi các đáp ứng và sử đụng điều này như một ‘màn che hiệu chỉnh’ Nếu đầu dò có đáp ứng tuyến tính tới các tia X, sau đó sự hiệu chỉnh gồm

2 màn che – một có và một không có bức xạ - để cung cấp giá trị nghiêng và giá trị chặn cho việc hiệu chỉnh mỗi thành phần Nếu đáp ứng đầu dò là phi tuyến, sau đó phép đo phải được thực hiện qua một dãy các cường độ và một hàm phi tuyến phù hợp

để đáp ứng cho mỗi thành phần để đạt được các hiệu số hiệu chỉnh Trong một số đầu

dò, không đồng nhất có thể chỉ tồn tại qua hàng và cột của đầu dò hơn là qua các yếu

tố cá nhân Điều này làm giảm đáng kể số lượng các hệ số cái mà phải được lưu trữ

4 Hệ thống đầu dò chất lân quang(phosphor) cơ sở

Hầu hết các đầu dò hình ảnh tia X sử dụng phosphor trong giai đoạn đầu (Hình 7(a))

để hấp thụ các tia X và tạo ra ánh sáng cái mà sau đó cùng với một bộ cảm biến quang

học (bộ tách sóng quang) Việc sử dụng các vật liệu phosphor với một số nguyên tử

tương đối cao gây ra hiệu ứng quang điện là loại chủ yếu của tương tác tia X Các quang điện tử được sản xuất trong những tương tác này được truyền cho một phần đáng kể năng lượng của tia X Năng lượng này là lớn hơn nhiều so với khoảng cách lỗ

trống của tinh thể (hình 6 (b)) và sau đó trong khi bị chặn, một tương tác tia X đơn có

điện thế gây ra các kích thích của nhiều electron trong phosphor và do đó sản xuất nhiều lượng tử ánh sáng Chúng ta miêu tả ‘khuếch đại lượng tử’ này như sự tăng chuyển đổi g1 Ví dụ trong một phosphor Gd2O2S, năng lượng tiến hành bởi một lượng

tử tia X 60 keV là tương đương với 25 000 lượng tử ánh sáng màu xanh lá cây (

E g=2.4 eV¿ Bởi vì quá trình cạnh tranh tổn thất năng lượng và sự cần thiết để bảo toàn động lượng, hiệu suất chuyển đổi chỉ khoảng 15%, do đó trung bình nó cần dùng

khoảng 13eV mỗi lượng tử ánh sáng được tạo ra trong phosphor này (bảng 1) Việc

chuyển đổi thu được khoảng 4500 lượng tử ánh sáng mỗi tương tác lượng tử tia X

Quá trình tổn thất năng lượng là ngẫu nhiên và do đó g có một sự phân bố xác

suất với độ lệch chuẩn σ g , về giá trị của nó như minh họa trong hình 8(a) Swank

(1973) mô tả hiệu ứng này, và ‘yếu tố Swank’ A s biểu thị đặc điểm của nhiễu nguồn thêm vào này

A s = M12

M0M2Trong đó M i biểu thị thời điểm thứ i của sự phân phối.

Số lượng tử thực tế được sản xuất bởi một tương tác tia X sẽ phụ thuộc cả vào năng lượng vốn có của nó và cơ chế tương tác với các tinh thể phosphor Phần lớn loại tương tác, hiệu ứng quang điện sẽ dẫn đến cả một quang điện tử mạnh mẽ và cả một

electron thứ cấp (Auger) hoặc một lượng tử tia X huỳnh quang Năng lượng huỳnh

quang phụ thuộc vào vỏ cái mà tương tác quang điện xảy ra trong đó Năng lượng ngưỡng vỏ K cho những tương tác này được thể hiện đối với một số chất lân quang (phosphor) X quang thường quy trong bảng 1 Cũng trong bảng là hiệu suất huỳnh quang K; xác suất phát xạ của tia X huỳnh quang, cho rằng một tương tác quang điện

vỏ K (K-shell) đã xảy ra Ví dụ tương tác K-shell cho Gd vào Gd2O2S có 1 ngưỡng

50,2 keV và sản xuất phần lớn cường độ huỳnh quang (92% các tương tác K-shell mang lại những lượng tử ) chỉ dưới 43 keV Các lượng tử huỳnh quang hoặc được tái

hấp thụ ở phosphor hoặc thoát khỏi Trong cả hai trường hợp, nếu chúng không được hấp thụ cục bộ, năng lượng bề ngoài gửi vào phosphor từ lượng tử tia X được giảm,

dẫn đến một đỉnh thứ cấp trong sự phân phối với một giá trị thấp của g Hiệu quả của việc mất huỳnh quang là để mở rộng sự phân phối tổng thể của g (hình 8(b)), do đó sự

giảm sút As và gây ra một sự gia tăng trong σ g

Hình 7: Ba loại cấu trúc đầu dò: a) phosphor cố định b) cột CsI phosphor

và c) chuyển đổi trực tiếp tia X với sự thu phí trong điện trường.Một hàm

dây lan giả định của mỗi hệ thống được hiển thị.

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

cái mà vượt quá biên K của phosphor Rõ ràng giá trị ŋ tăng, nhưng ‘nhiễu Swank’ thì

không Ngoài ra, sự lắng đọng năng lượng từ sự phát huỳnh quang ở một số khoảng cách từ các điểm tương tác tia X ban đầu gây ra chức năng điểm lây lan của đầu dò để gia tăng, dẫn đến độ phân giải không gian giảm

Sau sự hình thành của chúng, các lượng tử ánh sáng phải thoát thành công khỏi phosphor và được ghép nối hiệu quả tới giai đoạn tiếp theo để chuyển đổi thành tín

hiệu điện tử và đọc ra Đó là mong muốn để bảo đảm rằng các lượng tử ánh sáng được tạo ra thoát khỏi phosphor hiệu quả và gần như có thể tới điểm hình thành của chúng.

Hình 9 minh họa ảnh hưởng của độ dày phosphor và độ sâu của sự tương tác tia

X trên độ phân giải không gian của một đầu dò phosphor Xác suất của sự tương tác tia

X là theo luật số mũ để số lượng các tương tác điện tử và lượng ánh sáng được tạo ra

sẽ tương ứng hơn gần mặt ngoài lối vào tia X

Trong khi sự di chuyển trong phosphor, ánh sáng sẽ lan truyền – số lượng khuếch tán tỉ lệ với chiều dài đường đi cần thiết để thoát khỏi phosphor Đường đi của hầu hết các lượng tử quang học sẽ ngắn nhất nếu bộ tách sóng quang được đặt ở phía bên lối vào tia X của phosphor Nó thường thực tế hơn, tuy nhiên để ghi lại các photoncái mà đi ra khỏi trên bề mặt đối diện của màn hình phosphor, tức là những cái mà có một cơ hội lớn hơn để lan truyền Ngoài ra, nếu một lớp phosphor được làm dày hơn

để cải thiện hiệu suất lượng tử Sự lan truyền trở lên mãnh liệt hơn Điều này đặt ra

một thỏa hiệp cơ bản giữa độ phân giải không gian và ŋ Phương pháp để thu nhân

phát xạ từ phía lối vào của phosphor hoặc tới kênh photon quang ra khỏi phosphor mà không phân tán sẽ cải thiện đáng kể hiệu suất phosphor

Màn hình phosphor thường được sản xuất bằng cách kết hợp các hạt phosphor

đường kính 5-10 µm với một chất kết dính bằng nhựa (plastic) trong suốt (hình 7(a))

Các hạt photon tán xạ tốt do chỉ số khúc xạ của phosphor so với các chất kết dính Sự tán xạ có cường độ đủ mạnh để gây ra các lớp hỗn độn: nghĩa là sự lan truyền các photon có thể được coi là khuếch tán Điều này dẫn đến một giới hạn cho bên lan truyền của ánh sáng tới thứ tự của lớp độ dày Hiệu ứng quang học khác cũng có thể được sử dụng để kiểm soát các thuộc tính hình ảnh của màn hình – ví dụ một lớp lót phản chiếu giúp tăng lượng ánh sáng thoát ra phía đối diện của màn hình, nhưng với phí tổn của bên lan truyền tăng và do giảm độ phân giải Thông thường, nếu không có

sự giúp đỡ, ít hơn một nửa số lượng tử ánh sáng được tạo ra thoát khỏi phosphor trên mặt đối diện bộ tách sóng quang và có tiềm năng sẵn có để được ghi lại Chất nhuộm hấp thụ ánh sáng cũng có thể được thêm vào màn hình để nâng cao độ phân giải, nhưng điều này dẫn đến làm mất tín hiệu Những kỹ thuật quang học ảnh hưởng đến

độ nhạy, độ phân giải không gian và (thông qua ảnh hưởng của họ trên các yếu tố Swank (Drangova và Rowlands 1986)) các thuộc tính nhiễu của đầu dò

Hình 8: Ảnh hưởng của sự tổn hao huỳnh quang trên sự phân phối g 1 cho những tia X đơn năng Giá trị g tương ứng để chuyển đổi tia X tại biên năng lượng hấp thụ K được biểu diễn trên trục hoành (a) Đối với năng lượng tia X dưới biên, có một sự phân bố đơn của số lượng tử ánh sáng về giá trị trung bình ḡ 1 trong khi đối với năng lượng trên các biên hấp thụ (b)

có một sự phân phối 2 đỉnh, trong đó đỉnh trên tương ứng với tổng số hấp thụ của sự việc tia X xảy ra, trong khi đỉnh thấp hơn tương ứng để chuyển đổi năng lượng của vụ việc tia X trừ đi năng lượng của đèn huỳnh quang tia

X cái mà đã thoát khỏi phosphor.

Hình 9: Độ dày phosphor, độ sâu của sự tương tác tia X và dãy hàm số lan

truyền: (a) màn hình mỏng, (b) tăng dãy hàm số lan truyền cho màn hình

dày hơn Trong cả hai trường hợp, độ phân giải không gian sẽ được cải

thiện nếu nó đã có thể đo tín hiệu từ các mặt của đầu dò trên đó tia X tới.

Cũng nên lưu ý rằng yếu tố sự nén ép của hạt phosphor trong màn hình có thể

được 50% bởi thể tích Khi tính toán ŋ được tạo ra, việc giảm hệ số suy giảm có ích do

các chất kết dính phải được xem xét

Hình 10 Số lượng tử hoặc những vật mang ở các giai đoạn khác nhau

trong một hệ thống hình ảnh: đường nét liền, tia X hạn chế; đường nét đứt,

sự chuyển đổi hoặc lượng khớp nối không đủ một điểm chìm lượng tử thứ

Bất kể giá trị ŋ, SNR tối đa của hệ thống hình ảnh sẽ xuất hiện vào thời điểm

này và nếu SNR của hệ thống hình ảnh chủ yếu xác định điều đó, hệ thống được gọi là giới hạn lượng tử tia X trong hoạt động của nó Tuy nhiên, các SNR sẽ, nói chung, trở nên giảm trong sự truyền qua của tín hiệu thông qua hệ thống hình ảnh bởi vì sự mất

và thêm vào nguồn biến thiên

Hình 11 Ảnh hưởng của hiệu lực khớp nối trên DQE(ƒ) của một đầu dò sợi

phosphor quang CDD C D là số electron tạo ra trong CDD mỗi tia X tương

tác trong phosphor (Từ Maidmont và Yaffe 1994).

Để tránh thiệt hại có thể xảy ra ở các giai đoạn tiếp theo, điều quan trọng là các đầu dò cung cấp được đầy đủ lượng tử g1 trực tiếp sau sự tương tác tia X đầu tiên Các giai đoạn II và III minh họa cho quá trình tạo thành của nhiều photon ánh sáng từ một

tương tác tia X duy nhất (thường được nói đến như độ lợi sự chuyển đổi ) và sự thoát

khỏi của các lượng tử từ phosphor với hiệu suất trung bình g2 Ở đây, quá trình ánh sáng hấp thụ, tán xạ và phản xạ là rất quan trọng

Sự tổn thất hơn nữa xảy ra ở các mắt nối của ánh sáng tới bộ tách sóng quang

cái mà chuyển đổi áng sáng để nạp điện tử (giai đoạn 4) và trong độ nhay quang phổ

và hiệu suất lượng tử quang học của bộ tách sóng quang (giai đoạn 5) Nếu độ lợi

chuyển đổi của phosphor không đủ cao để vượt qua những tổn hao và số lượng tử ánh sáng hoặc sự nạp điện tử ở giai đoạn tiếp theo giảm xuống dưới đó ở bồn rửa lượng tử

sơ cấp, rồi một ‘bồn rửa lượng tử sơ cấp’ được hình thành Trong trường hợp này sự biến thiên thống kê của ánh sáng hoặc sự nạp điện vào thời điểm này trở thành một nhiễu thêm vào quan trọng Ngay cả khi một bồn rửa thứ cấp thực tế không tồn tại, một giá trị thấp của ánh sáng hoặc sự tích điện sẽ làm tăng nhiễu Điều này trở nên đặcbiệt quan trọng khi phân tích tần số không gian phụ thuộc của SNR được thực hiện và như đã thảo luận trước đó, tác dụng của nó là giảm hiệu suất tìm ra lượng tử với sự tăng tần số không gian Hình 11 cho thấy ảnh hưởng của hiệu suất ghép đôi quang học

của ánh sáng của một phosphor để một bộ tách sóng quang trên DQE(ƒ) cho một hệ

thống ghép đôi quang học (Maidment và Yaffe 1994)

Như minh họa trong hình 12, có một phương pháp tiếp cận để ghép một

phosphor tới bộ tách sóng quang Có thể đơn giản liên quan đến việc sử dụng một ống kính và / hoặc hệ thống gương (hình 12 (a)) để thu nhận ánh sáng phát ra từ bề mặt củavật liệu phosphor và ghép lại nó hoặc là một quay quay video thông thường (xem hình 18) hoặc một ámy ảnh CDD Các hoạt động của các máy ảnh được thảo luận ngắn gọn sau này bài viết này

Hình 12 Phương pháp ghép một phosphor với một bộ tách sóng quang: (a)

ống kính, (b) cáp quang, (c) khớp nối trực tiếp đến một katôt quang điện mà

phát xạ của nó là thu tĩnh điện

Bởi vì kích thước của bộ tách sóng quang có sẵn như những CCD được giới hạn

từ những cân nhắc sản xuất đến một kích thước tối đa chỉ 2-5 cm, nó cần thiết để thu nhỏ hình ảnh từ phosphor để phú sóng các kích thước phạm vi yêu cầu trong bệnh nhân (Karellas và những người khác 1992) Hiệu suất của ghép đôi ống kính được xác định chủ yếu bởi các góc cố định đối diện bằng sự thu quang học Đối với một hệ thống ống kính đơn, hiệu suất ghép nối được cho bởi (Miller 1971, Maidment and Yaffe 1996)

ξ = τ

4 F2(m+1)2Trong đó τ là yếu tố truyền quang học cho ống kính, F là ‘số ƒ ‘ của ông kính (tỉ lệ chiều dài tiêu cự để giới hạn đường kính khẩu độ của nó ) và m là yếu tố sự thu nhỏ từ phosphor tới các bộ tách sóng quang, Đối với một ống kính với F = 1.2, τ = 0.8 và m =

10, ξ sẽ bằng 0.1% VÌ hiệu suất thấp này, các SNR của hệ thống sử dụng ống kính

ghép thường bị giới hạn bởi một bồn rửa lượng tử thứ cấp, đặc biệt là trong các ứng

dụng như chụp ảnh cổng xạ trị nơi mà các yếu tố thu nhỏ lớn (Munro và những người khác 1990) Mặt khác, ống kính được sử dụng ghép thàng công trong các trường hợp trong đó m nhỏ và g 1 lớn (Roehrig và những người khác 1994).

Hình 13 So sánh hiệu suất của ghép nối ống kính và sợi quang giữa một

phosphor và CDD Tiêu cự ƒ của ống kính là 1.2 (sửa đổi từ Hejazi and

Trauernicht 1996)

Nó cũng có thể sử dụng sợi quang học để thực hiện việc ghép nối Đây có thể là

hình thức của bó sợi quang (hình 12(b)) Trong đó đường kính sợi quang liên tục kết

hợp để tạo thành đường dẫn ánh sáng Các sợi tạo thành một mảng trật tự để có sự tương ứng 1 -1 giữa những thành phần của hình ảnh quang học tại lối ra của phosphor

và tại cổng vào bộ tách sóng quang Để thực hiện các yêu cầu thu nhỏ, các bó sợi quang có thể được làm giảm bằng cách kéo nó dưới nhiệt Trong khi tạo điều kiện cho việc xây dựng một đầu dò để đáp ứng các yêu cầu giải phẫu trong bệnh nhân, sự thu nhỏ bằng cách làm giảm số lượng cũng làm giảm hiệu suất ghép nối bởi giới hạn các góc độ chấp nhận tại đầu vào sợi quang Một biểu hiện đơn giản cho hiệu suất ghép nối của làm giảm số lượng sợi quang là :