A TẠO ẢNH X QUANG SỐ David R Dance Tóm tắt Thu ảnh X quang tạo bởi ảnh số ngày càng trở nên quan trọng Những ích lợi có thể có được bao gồm mở rộng dải tần nhạy sáng và hiệu suất phát hiện lượng tử, tăng khả năng phát hiện vật thể có độ tương phản thấp, giảm liều lượng phóng xạ Ảnh có thể dùng được nhanh chóng Hiển thị tách biệt khỏi chụp ảnh nên quá trình đó và điều chỉnh tương phản có thể làm trước khi xem ảnh Ảnh số có kết nối PACS và mở ra khả năng phát hiện và phân loại các điểm khác thường.
Trang 1Từ khóa: X quang số – X quang vú – X quang ngực.
1 Giới thiệu
Ứng dụng của cảm biến số vào chụp X quang giờ đã rất phổ biến Chụp ảnh số đã trở thành bắt buộc ở rất nhiều bệnh viện mà bộ thu số đã thay thế bộ thu phim và tăng sáng Chụp số là bắt buộc nếu lưu trữ ảnh hay truy cập ảnh bằng PACS Bài này giới thiệu về bộ thu số và đưa ra vài ví dụ về sự thể hiện của nó trong máy X quang vú và X quang thường quy Chi tiết hơn có thể tìm trong tài iệu tham khảo Các vấn đề bàn đến giới hạn ở so sánh
bộ thu ảnh; hiển thị ảnh và ưu điểm của bản mềm không được nhắc đến ở đây
2 Ưu – Nhược điểm của hệ thống số.
Hệ thống số có rất nhiều các ưu điểm quan trọng so với hệ thống ảnh tương tự Quan trọng nhất có thể là liên quan đến dải tần nhạy sáng hạn chế của phim Điều này được
Trang 2minh họa ở hình 6 và 7 trong phần X quang vú, cho thấy đường cong đặc trưng điển hình, phim gamma và hiệu suất phát hiện lượng tử (DQE) trên hệ thống phim ảnh Sự tương phản có được trên phim ảnh tỉ lệ với độ dốc của đường cong đặc trưng, hoặc gamma phim,cái luôn cao hơn mật độ quang giới hạn Như vậy việc lấy đúng cường độ chiếu là rất quang trọng, dù cho tương phản ảnh sẽ bị giảm Hơn thế nữa, hiệu suất phát hiện lượng tử (DQE) của hệ thống chỉ có giá trị cao nhất tại chỗ có gamma phim cao Trong khoảng mật
độ cao và thấp của ảnh, DQE giảm xuống thấp Cộng thêm do DQE cao nhất thường là 0.3( 1 cặp đường thẳng/mm) nên có thể cân nhắc tiềm năng phát triển và nâng cao khả năng giảm liều chiếu Hệ thống số có dải tần nhạy sáng rộng và ảnh có thể được chụp trên dải chiếu xạ rộng Đó là những ưu điểm quan trọng, cũng như tránh việc chụp đi chụp lại ( quang trọng với X quang di động), có nghĩa là cường độ chiếu có thể giảm bớt trong những trường hợp ảnh nhiễu hơn có thể chấp nhận được Khả năng chụp liên tiếp cũng có thể có ích Ví dụ như hiện nay, phim phải được xem lại trước khi hoàn thành chụp chiếu Một hạn chế khác của tạo ảnh phim là ảnh không thể chỉnh sửa được trước khi nó hiện
ra Điều này dĩ nhiên không đúng đối với chụp số, khi nó mở ra khả năng xa hơn về giảm liều lượng bằng cách sử dụng phổ năng lượng X quang cao hơn và điều chỉnh ảnh trước
Và các điểm khác thường ảnh số cũng có thể trực tiếp phát hiện và phân loại bằng máy tính
Hệ thống số có 1 vấn đề là nó có thể gặp khó khăn khi kết hợp độ phân giải tương phảncao vào hệ thống phim bởi kích cỡ pixel đang được sử dụng và hạn chế của định lí lấy mẫuNyquist (xem ở dưới) Trong thực nghiệm, các vật thể nhỏ không thể có độ tương phản rất cao và nhiễu ảnh có ảnh hưởng rất lớn đến khả năng phát hiện Trong các trường hợp như vậy NEQ (tỉ lệ tín hiện trên nhiễu) sẽ quyết định cường độ chiếu và DQE Ta có thể thấy
hệ thống số có thể có hoặc không có công năng vượt trội so với hệ thống ảnh phim
3 Đặc tả công năng và đánh giá
Công năng yêu cầu chp một hệ thống X quang số được phân loại theo các thống số nhưNEQ, DQE, MTF, liều lượng và dải nhạy sáng Với mục đích ước định, các thông số đó của hệ thống số thường được đem so sánh với của hệ thống tương tự Vài thông số khó có thể đo đạc và thay vào đó là so sánh các ảnh hình nộm và khả năng nhận biết các chi tiết
Trang 3của hình nộm Dù cách này rất hữu ích nhưng nó không thể thay thế được đánh giá lâm sàng Các đánh giá đó dựa trên kiểm tra trên vật thể lâm sàng, ví dụ như dùng đường cong ROC, có thể khó mà có được thống kê đầy đủ Ở đây không có chỗ để thảo luận chi tiết về công năng yêu cầu, nên chúng tôi chỉ so sánh 3 yếu tố, sử dụng máy X quang vú làm ví dụ
3.1 Lấy mẫu
Định lý Nyquist nói rằng tần số lấy mẫu ít nhất gấp đôi tần số thành phần cao nhất trên ảnh Với máy X quang vú, nếu muốn phát hiện được khối u đường kính khoảng 100µm, thì khoảng lấy mẫu là 50µm, bằng một điểm ảnh Tuy nhiên thỏa mãn điều này không nhấtthiết có nghĩa là vật nhỏ như vậy sẽ được làm cho nhìn thấy được bởi nó không có trong
độ phân giải nội ( hay MTF tiền lấy mẫu) của bộ thu ảnh hay của nhiễu Cũng nên biết rằng thông tin trên ảnh cao hơn tần số Nyquist sẽ dẫn đến sai số của cả thông tin ảnh cũng như nhiễu1
3.2 Dải tần nhạy sáng
Đối với phổ X quang điển hình của X quang vú, độ suy giảm qua 6cm ngực vào khoảng 40 Độ tương phản của ung thư biểu mô 3mm với mô chất béo là khoảng 4%, dẫn đến độ nhiễu yêu cầu 1% Để có được 1% nhiễu trên khoảng truyền dẫn 40:1 ta có độ nhạysáng tối thiểu 4,000 hoặc 12 bít ( chi tiết về độ nhạy sáng tối thiểu trên X quang vú số, xem Maidment và những người khác2) Với bộ thu 18x24cm2, độ sâu điểm ảnh 12 bit và kích cỡ điểm ảnh 50µm, dung lượng tối thiểu của một bức ảnh chưa nén là 25 Mb
Hình 1: Biến thiên năng lượng của photon Dữ liệu với Caesium iodide, gadolinium oxysulphide
và bộ thu selenium dày 100µm.
Trang 43.3 Độ nhạy lượng tử và DQE
Để đạt được DQE cao, điều quan trọng là các photon X quang bắn đến bộ thu ảnh có tỉ
lệ tương tác cao Hình 1 cho thấy sự tính toán khả năng tương tác của 3 bộ thu khác nhau trong dải năng lượng X quang vú mở rộng Cả 3 đều dày 100µm, nhưng bộ thu bằng gadolinium oxysulphide có mật độ đóng gói chỉ 50% Sẽ thấy rằng ở dải năng lượng này, hiệu suất của bộ thu Caesium iodide và gadolinium oxysulphide là như nhau ở vùng đỉnh
K Selenium có 1 đỉnh K trên 12keV nên có khả năng tương tác tốt với dải năng lượng này Tương tác với photon của tia X chỉ là mở đầu câu chuyện Năng lượng hấp thu từ tia
X phải được chuyển hóa sang tín hiệu điện, sau đó số hóa Cả quá trình này có thể bao gồm rất nhiều bước, mỗi bước lại có thể làm tang nhiễu trên ảnh, do đó làm giảm DQE3
4 Bộ thu số dùng phốt pho có thể kích thích quang
Hệ thống X quang điện toán (CR) đã xuất hiện từ những năm 80, và được sử dụng rộngrãi Hệ thống có 1 phốt pho kích thích quang (thường là barium fluorobromide với ion Eu2+
lắng trên chất nền nhựa) Khi phốt pho bị chiếu xạ, năng lượng hấp thu từ tia X tạo ra các cặp lỗ electron Nhiều cặp kết hợp nhanh chóng, làm tăng sự phát huỳnh quang Dù vậy, vẫn có những electron bị mắc kẹt ở chỗ khác hay điểm F của vật liệu, gây ra bởi các ion Những chỗ kẹt đó là siêu bền nên các ảnh mờ được xây dựng lên từ các electron kẹt ở điểm F Khi chiếu xạ xong, đĩa bị kích thích do chiếu bởi laser ở đúng tần số Nó trả tự do cho electron bị kẹt, năng lượng giải phóng ra làm phát ra các photon quang, các photon này sẽ được phát hiện để tạo ra ảnh Đĩa ảnh CR được đặt trong một cassette ảnh, giống như cassette phim Để đọc ảnh, đĩa ảnh sẽ được quét bởi tia laser ổn định xuyên qua đĩa trong các đường quét mẫu Ánh sáng phát ra được thu lại bởi dẫn quang và phát hiện bởi một bộ nhân quang (Hình 2) Độ phân giải của hệ thống CR bị giới hạn bởi sự phổ biến của bộ đọc quang với đĩa ảnh và kích cỡ tia laser Những cải tiến của giải pháp này có thể thực hiện được bởi đọc đĩa từ cả 2 phía, và hệ thống có thể dùng cho X quang vú
Trang 5Dải tần nhạy sáng của hệ thống CR có thể cao hơn 104, là ưu điểm quan trọng khi so sánh với hệ thống phim, nhưng phụ thuộc vào hệ thống cụ thể được chọn và điều kiện hoạt
động, độ phân giải và DQE có thể không tốt như vậy Một bản đánh giá rất đầy đủ về hệ thống CR, sự hạn chế và tiềm năng được đưa ra trong Rowlands4
Hình 2: Đọc đĩa ảnh CR một mặt (ảnh dựa trên IPEM (2005) Bản quyền của Viện vật lí kĩ thuật y
tế năm 2005 Sao chép đã được cho phép)
5 Hệ thống Số trực tiếp
Ảnh tạo bởi hệ thống CR được cho là chỉ dùng được sau khi cassette số đã bị chiếu xạ được đem đến bộ xử lí số để đọc Với vài hệ thống số, tín hiệu điện sinh ra từ tương tác vớitia X có thể được đọc trong thời gian ngắn ngay lập tức sau khi chiếu, và do đó ảnh xem được ngay Những hệ thống như vậy thường được được gọi là hệ thống số trực tiếp, và có thể dùng lưu huỳnh hay quang dẫn để hấp thụ tia X tới
Trang 6ra từ mỗi tia X bị hấp thu bởi gadolinium oxysulphide lớn hơn của caesium iodide, với mức độ yêu cầu trung bình 13 và 19eV5 mỗi photon quang bắn ra
5.1.1 Hệ thống sử dụng CCD
Một lựa chọn cho phát hiện photon huỳnh quang bắn ra từ phốt pha là là sử dụng cảm biến CCD Nó bao gồm chuỗi các điện cực hay cổng trên nền bán dẫn Một mảng tụ kim loại trên bán dẫn xuất hiện, nó có thể trữ tốt với nguồn điện tích trong CCD bởi hấp thu lượng tử quang “Ảnh điện tích” được tạo ra từ các tụ theo đường thẳng và đọc bằng cách truyền năng lượng từ tụ này sang tụ kia theo mỗi đường Hiệu suất truyền cao là bắt buộc
Do kích thước giới hạn của CCD, cần phải thêm vài bộ hội tụ để giúp photon bay từ phốt pho sang CCD Điều này có thể thực hiện được, ví dụ như dùng thấu kính hay sợi quang
Độ giảm quang với CCD dùng thấu kính lớn hơn dùng sợi quang ở cùng độ hội tụ Hệ thống DQE với các cách nói trên được mong chờ sẽ tốt hơn Hình 3 cho thấy hiệu suất thu quang với 2 cách tiếp cận Dù cho có bộ hội tụ, một mảng các CCD ( ví dụ mảng 3x4) có thể được dùng để có ma trận ảnh đủ lớn Một cách khác là dùng một đường thẳng hoặc một mảng CCD hở để quét qua ảnh trong khi ảnh được đọc ở chế độ chờ TDI7
5.1.2 Hệ thống sử dụng mảng ma trận động
Ma trận động LCD cấu thành từ silic vô định hình thường được dùng trong màn hình laptop, nhưng thiết bị ma trận động có thể cấu hình như một dạng khác của CCD để phát hiện huỳnh quang5 Một lớp CsI có thể bốc hơi thẳng lên ma trận động Mỗi điểm ảnh cấu hình như một diode quang, chuyển hóa photon huỳnh quang thành năng lượng điện Với mỗi điểm ảnh có một vùng thiết bị liên quan được cấu hình như TFT( transitor phim mỏng) và được dùng cho đọc ảnh Do thiết bị chứa cả diode quang và mạch điều khiển đọcnên sẽ có suy giảm hiệu suất, thường được gọi là “Hệ số bù”
Trang 7Hình 3: Hiệu suất thu quang đối với hệ thống sợi quang và thấu kính cho khớp nối đến CCD (Dữ liệu từ Hejazi và Trauernicht 6 )
Ví dụ, một hệ thống số cụ thể dùng đầu đọc ma trận động bằng silicon vô định hình có khoảng lấy mẫu 100µm, nhưng điểm ảnh chỉ 87µm, dẫn đến “hệ số bù” là 0.75, gây ra suy giảm độ nhạy lượng tử và DQE Vấn đề này trở nên quan trọng hơn khi kích cỡ điểm ảnh giảm đi
5.2 Hệ thống số trực tiếp dùng quang dẫn bằng Selenium
Có thể thấy trong Hình 1 selenium vô định hình có thể cho vào nhiều lớp để có được hiệu suất hấp thu tia X cao cho năng lượng photon vừa phải Điều này và tính chất của quang dẫn làm cho nó trở thành một phần của thiết bị tạo ảnh có thể trực tiếp tạo ra điện tích sau sự tương tác với một photon của tia X ( và không cần phải tạo ra các photon huỳnh quang) Hiệu suất tích điện phụ thuộc vào cường độ điện trường trong selenium, nhưng giá trị điển hình là 50eV trên mỗi electron/cặp lỗ Do sự di chuyển của điện tích trong selenium theo chiều của điện trường nên có rất ít sự lan sang 2 bên của thông tin ảnh khi điện tích di chuyển từ điểm phát ra đến điểm đo Do đó có tiềm năng cho độ phân giải không gian hoàn hảo Để đọc ảnh, selenium có thể bay hơi lên một ma trận động silicon
mà điểm ảnh là các điện cực và đầu đọc có thể điều khiển thông qua các TFT
6 Công năng của hệ thống số
Như đã đề cập trong phần 3, công năng của hệ thống x quang số và X quang thường cóthể được so sánh bằng nhiều cách Chúng tôi đưa ra 2 ví dụ: một so sánh lâm sàng sử dụng
tỉ lệ phát hiện ung thư và một so sánh vật lí dùng DQE và MTF Việc sử dụng hệ thống màn/phim để dưới máy X quang vú được sử dụng rộng rãi, nhưng theo giới thiệu về hệ
Trang 8thống X quang vú số, rất cần so sánh công năng của 2 loại trong sử dụng màn Tỉ lệ phát hiện ung thư vú thấp nên đòi hỏi thử nghiệm lâm sàng rất lớn Pisano et al.8 dựa vào phat hiện ung thư vú trên 42760 cặp kiểm tra phim, mỗi phụ nữ được nhận cả ảnh X quang vú
số (DM) và màn phim (SFM) Phát hiện ung thư được đo trong phạm vi đường cong ROC.Kết quả được liệt kê thưo 3 nhóm: tất cả phụ nữ, phụ nữ dưới 50, phụ nữ với ảnh X quang
vú đặc
Điểm khác biệt thấy được giữa DM và SFM với nữ dưới 50 và ngực đặc là đều được thống kê chủ yếu trên 95% khoảng tin tưởng Samei và Flynn9,10 đã so sánh 2 bộ thu số khác nhau về MTF và DQE Vài kết quả được thể hiện trên hình 4 và 5 với: DR1000, hệ thống dùng quang dẫn selenium dày 500µm và điểm ảnh 139µm; XQ/i và DiDi, 2 hệ thống dùng phốt pho trộn CsI và điểm ảnh 200µm; và một hệ thống CR với điểm ảnh 100µm
Hình 4: MTF số (trước lấy mẫu) cho CR đặc trưng, hệ thống tấm caesium iodide (XQ/i và DiDi) và tấm selenium ( dữ liệu từ Samei và Flynn 9,10 )
Trang 9Hình 5: DQE với CR đặc trưng, hệ thống dùng tấm caesium iodide (XQ/i), và tấm selenium (Dữ liệu từ Samei và Flynn 9,10 )
Hình 4 cho thấy MTF của một trong những hệ thống dựa trên Csl tăng cường nhân tạo bởi nhà sản xuất, nhưng dù vậy hệ thống dựa trên selenium có MTF tốt nhất Ưu thế này không chuyển sang cho DQE khi đo trên chất lượng tia IEC tại 115kVp, nơi mà hệ thống XQ/i thể hiện tốt nhất với tần số Nyquist 2.5 vòng mỗi mm Kết quả này được mong chờ
từ tính chất hấp thu tia X thể hiện ở hình 1 Với ví dụ cụ thể thì CR có MTF và DQE tệ nhất
Tài liệu tham khảo:
1 Dobbins, J.T., 1995, Effects of under-sampling on the proper interpretation of modulation transfer function, noise power spectra and noise equivalent quanta of digital imaging systems, Med Phys.22 171–181
2 Maidment, A.D.A., Fahrig, R., and Yaffe, M.J., 1993, Dynamic range requirements in digital mammography, Med Phys.20 1621–1633
3 Cunningham, I.A., Westmore, M.S., and Fenster, A., 1994, A spatial-frequency dependent quantum accounting diagram and detective quantum efficiency model of signal and noise propagation in cascaded imaging systems, Med Phys.21 417–427
4 Rowlands,J.A.,2002,Thephysicsofcomputedradiography,Phys.Med.Biol.47R123–R166
5 Yaffe, M.J and Rowlands, J.A., 1997, X-ray detectors for digital radiography, Phys Med Biol.42 1–39
Trang 106 Hejazi, S and Trauernicht, D.P, 1996, Potential image quality in scintillator CCD-based systems for digital radiography and digital mammography, SPIE 2708 440–449
7 Tesic,M.M.,FisherPiccaro,M.,andMunder,B.,1999,Full field digital mammography scanner Eur J Radiol.31 2–17
8 Pisano,E.D.,Gatsonis,C.,Hendrick,E.,etal.,2005,Diagnostic performance of digital versus film mammography for breast-cancer screening, NEJM353 1773–1783
9 Samei, E and Flynn, M.J., 2002, An experimental comparison of detector performance for computed radiography systems, Med Phys.29 447–459
10 Samei, E and Flynn, M.J., 2003, An experimental comparison of detector performance for direct and indirect digital radiography systems, Med Phys.30 608–622
11 Kengyelics, S.M., Cowen, A.R., and Davies, A.G., 1999, Image quality evaluation of a direct digital radiography system in a UK radiology department, SPIE 3659 124–135
12 Muller, S., 1999, Full-field digital mammography designed as a complete system, Eur J Radiol.31 25–34
13 Siebert, J.A., Filipow, L.J., and Andriole, K.R., (Eds) 1999, Practical Digital Imaging and PACS AAPM monograph no 25 Medical Physics Publishing, Madison, WI
14 Vedantham, S., Karallas, A., Suryanarayanan, S., et al., 2000, Full breast digital
mammography with an amorphous silicon-based flat panel detector: physical characteristics for a clinical prototype, Med Phys.27 558–567
Trang 11B.ƯU ĐIỂM CỦA X QUANG SỐ:
Markus Koerner, MD - Christof H Weber, MD - Stefan Wirth, MD Klaus-Juergen
Pfeifer, MD - Maximilian F Reiser, MD - Marcus Treitl, MD
Trong suốt hai thập kỉ qua, X quang số đã thay thế X quang màn phim tại nhiều khoa
X quang Ngày nay, các nhà sản xuất cung cấp vô số giải pháp tạo ảnh số dựa trên sự phong phú của các loại cảm biến và kĩ thuật đọc ảnh Các loại cảm biến số cho phép thực hiện đầy đủlưu trữ ảnh và hệ thống truyền thông mà ảnh được lưu trữ số hóa và có thể sử dụng bất cứ lúc nào Phân phối ảnh trong các bệnh biện giờ đây có thể thực hiện qua các kĩ thuật web mà không có rủi ro mất ảnh Các ưu điểm khác của X quang số bao gồm thông lượng qua bệnh nhân cao hơn, hiệu suất của liều lượng chiếu tăng, và dải tần nhạy sáng rộng hơn của cảm biến
số nên có thể giảm lượng chiếu xạ lên bệnh nhân Tương lai của X quang sẽ là kĩ thuật số, và
nó yêu cầu các bác sĩ chụp X quang phải quen thuộc với các nguyên tắc kĩ thuật, tiêu chí chất lượng ảnh, và độ chiếu xạ xuất ra của các hệ thống X quang số đa dạng đang được dùng hiện nay
Viết tắt: CCD - charge-coupled device(linh kiện tích điện kép), CR - computed radiography(X quang điện toán), DQE - detective quantum efficiency(Hiệu suất cảm biến lượng tử), DR - direct
radiography(X quang trực tiếp), MTF - modulation transfer function(Hàm truyền điều chế), TFT - thin-film transistor( transistor phim mỏng)
RadioGraphics 2007; 27:675–686 Phát hành trực tuyến 10.1148/rg.273065075 ● Mã nội dung:
1 Từ Bộ nghiên cứu X quang lâm sàng, Bệnh viện đại học Munich, Nussbaumstr 20, 80336 Munich, Đức Trình bày tại cuộc triển lãm giáo dục thường niên RSNA( 2005) Nhận vào 21/ 4/ 2006; tái bản 15/8 và nhận lại 18/9; được chap nhận vào 18/9 Tất cả các tác giả không có mối quan hệ tài chính nào Địa chỉ hộp thư đến M.K (e-mail: markus.koerner@med.uni-muenchen.de) ©RSNA, 2007
Trang 12Giới thiệu
Tổng quan sự ra đời và phát triển của X quang số được cho thấy ở Bảng 1 Thực nghiệm chụp mạch xóa nền lần đầu năm 1977 bởi Kruger et al (1) và được giới thiệu vào sử dụng lâm sàng với vị thế là hệ thống tạo ảnh số đầu tiên vào năm 1980 (2) Với X quang thường quy, ảnh X quang đầu tiên được thu số hóa với đĩa ảnh phốt pho dựa trên cassette cũngđược giới thiệu vào năm 1980 (3) Hệ thống DR đầu tiên xuất hiện năm 1990 là hệ thống quét rãnh CCD Năm 1994, nghiên cứu về hệ thống
DR với selenium được công bố (4) Cảm biến
màn hình phẳng đầu tiên của hệ thống DR làm
từ silicon vô định hình (5) và selenium vô
định hình (6) được giới thiệu năm 1995 Chất
nhấp nháy gadolium oxidesulphide được giới
thiệu năm 1997 (7) và được sử dụng cho cảm
biến màn hình phẳng di động từ 2001 (8) Sự
phát triển gần nhất của X quang số là độ nhạy
sáng của cảm biến màn hình phẳng cho X
quang soi số và chụp mạch (9,10)
Ưu điểm rõ rang nhất của cảm biến số
là nó cho phép lưu trữ ảnh số và truyền thông, với ảnh được lưu trữ số hóa và có thể dùng bất
cứ lúc nào Do đó, phân phối ảnh trong các bệnh viện có thể thực hiện qua các kĩ thuật web màkhông lo mất ảnh Các ưu điểm khác bao gồm thông lượng qua bệnh nhân cao hơn, hiệu suất liều cao hơn, và dải tần nhạy sáng của cảm biến số có thể giảm được liều lượng chiếu xạ lên bệnh nhân Trong bài này, chúng tôi cung cấp một cái nhìn tổng quan về các hệ thống X quang
số thường quy đang được dùng hiện nay Trong đó, chúng tôi mô tả nguyên tắc vật lí của X quang số và thảo luận, trình bày các hệ thống khác nhau về cảm biến, quá trình tạo ảnh, chỉ tiêu chất lượng ảnh và lượng chiếu xạ Chúng tôi cũng sẽ bàn về các kĩ thuật và quan điểm về
X quang số trong tương lai X quang vú số đã được review trong đâu đó ở RadioGraphics
(11)
Trang 13Nguyên tắc vật lí của X quang số
Các nguyên tắc vật lí của X quang số không khác lắm so với X quang màn phim ( Hình1) Tuy nhiên với X quang màn phim, phim đóng vai trò cả cảm biến và thiết bị lưu trữ, còn cảm biến số chỉ dùng để tạo ảnh, sau đó được lưu trữ ở thiết bị số Tạo ảnh số gồm 4 bước: tạo, xử lí, lưu trữ, hiển thị ảnh
Cảm biến số được phơi sáng với tia X tạo ra từ ống X quang tiêu chuẩn Năng lượng hấp thu từ bộ cảm biến được chuyển hóa thành điện tích, điện tích này sau đó được ghi lại, số hóa và lượng hóa vào thang màu xám thể hiện năng lượng tia X rồi đưa đến mỗi điểm số hóa trong ảnh số kết quả Sau khi lấy mẫu, cần có phần mềm xử lí ảnh để hệ thống các dữ liệu thô thành ảnh có ý nghĩa lâm sàng
Sau bước tạo ảnh cuối cùng, ảnh được gửi đến bộ lưu trữ số hóa Một tập tiêu đề chứa thông tin nhân khẩu học của các bệnh nhân được liên kết đến mỗi ảnh Dù có thể in ảnh số thành bản phim cứng, các ưu điểm của X quang số không được nhận ra hoàn toàn cho đến khi ảnh được xem kĩ thuật số trên máy trạm Ảnh số có thể quay, phóng to, đảo thang màu xám,
đo khoảng cách và góc độ, xem nhiều ảnh một lúc Phân phối ảnh quan mạng LAN là hoàn toàn có thể Ảnh số và báo cáo liên quan có thể liên kết đến thông tin số của bệnh nhân để nâng cao truy nhập đến dữ liệu chẩn đoán
Cảm biến số
X quang số có thể chia ra thành CR và DR ( Hình 2)
Hệ thống CR dùng đĩa ảnh phốt pho và quá trình đọc ảnh riêng biệt; DR thì chuyển đổitia X thành các điện tích, tức là quá trình đọc ảnh trực tiếp Hệ thống DR có thể chia tiếp thànhnhóm chuyển đổi trực tiếp và gián tiếp tùy thuộc vào cách chuyển đổi tia X được sử dụng
Trang 14Hình 1: Bảng hệ thống X quang số Sau khi chiếu ảnh, dữ liệu ảnh được số hóa và lưu trữ trong bộ lưu số Hệ thống quản lí tập trung ảnh được dùng để phân phối xa hơn
ảnh đến các trạm xem, hệ thống thông tin và hồ sơ bệnh án điện tử
Hình 2: Bảng cung cấp tổng quan hệ thống các cảm biến số.
Trang 15X quang điện toán
Hệ thống CR dùng đĩa ảnh có lớp cảm biến bằng tinh thể kích quang gồm các loại halogen như brom, clo, iot ( ví dụ BaFBr:Eu2+) Các tinh thể phốt pho thược được gắn vào đĩa nhựa một cách phi cấu trúc ( chất nhấp nháy phi cấu trúc) Đĩa ảnh thay thế phim thông thường trong cassette Quá trình chiếu với đĩa ảnh phốt pho được trình bày trong Hình 3
Hình 3: Hình vẽ hệ thống CR dựa trên đĩa ảnh phốt pho Quá trình tạo ảnh được chia thành 2 bước Đầu tiên đĩa ảnh (IP) được chiếu bằng năng lương tia X, một phần năng lượng đó được trữ trong lớp cảm biến của đĩa Sau đó, đĩa ảnh được quét bởi một tia laser, năng lượng lưu trữ được giải phóng và ánh sáng được phát ra Một mảng các
bộ nhân quang thu ánh sáng rồi chuyển hóa nó thành các điện tích bằng một bộ
chuyển đổi ADC
Trong khi chiếu, năng lượng tia X được hấp thụ và tạm thời giữ lại bởi các tinh thể bằng cách mang các electron đến mức năng lượng cao hơn Bằng cách này, năng lượngcủa tia X có thể được giữ lại trong nhiều giờ, phụ thuộc đặc tính vật lí của tinh thể phốtpho được sử dụng (12) Quá trình đọc ảnh nên được bắt đầu ngay lập tức sau khi chiếu bởi năng lượng tích trữ giảm dần theo thời gian Quá trình đọc ảnh được chia thành các
Trang 16bước riêng biệt dựa vào độ phơi sáng của đĩa ảnh (Hình 3) Khi lớp cảm biến được quét từng điểm ảnh một với tia laser công suất lớn ở một bước sóng đặc thù ( máy quétđiểm di động), năng lượng giữ lại được giải phóng phát ra ánh sáng có bước sóng khác với của tia laser Ánh sáng này được thu lại bởi các diode quang và số hóa thành ảnh (12).
Cả quá trình đọc đĩa ảnh 14x17 inch mất khoảng 30 -40 giây Do đó, năng suất tối đa 90 -120 đĩa ảnh một giờ theo lý thuyết là có thể Ưu điểm của hệ thống trữ bằng phốt pho bao gồm dải tần nhạy sáng rộng, làm giảm tỉ lệ chiếu xạ không thành công
Do hệ thống CR dùng cassette, nó có thể dễ dàng tích hợp vào các thiết bị X quang hiện có, rất linh động, và có thể dễ dàng sử dụng cho các kiểm tra trên giường và các bệnh nhân bất động, khiến các hệ thống đó linh hoạt trong ứng dụng lâm sàng thường nhật Hơn thế nữa, nếu một đĩa ảnh đơn biểu hiện khuyết điểm, nó có thể được thay thế
dễ dàng bởi người chụp mà không cần công cụ hỗ trỡ đặc biệt hay nhân viên sữa chữa
Độ phân giải không gian với đĩa ảnh phốt pho thường thấp hơn của màn phim thông thường Tuy nhiên cũng có nhiều nghiên cứu cho thấy rằng giá trị chẩn đoán của ảnh Xquang phim phốt pho ít nhất ngang với ảnh X quang màn phim (13-15) Tuy nhiên, so sánh với các cảm biến số hiện nay ( ví dụ cảm biến màn phẳng), đĩa phim phốt pho có
xu hướng thấp hơn về chất lượng ảnh và giá trị chẩn đoán, tùy thuộc vào giai đoạn pháttriển của hệ thống phim phốt pho đang được nghiên cứu (13, 16-29)
X quang trực tiếp
Chuyển đổi trực tiếp.
Chuyển đổi trực tiếp yêu cầu một quang dẫn có thể chuyển hóa photon tia X thành các điện tích bằng cách giải phóng các electron (30) Nguyên liệu quang dẫn điển hình thường là selenium vô dịnh hình, iodide bọc chì, oxide bọc chì, thallium bromide, và các hợp chất gadolium Chất hay được dùng nhất là selenium Tất cả các chất này đều có độ phân giải không gian nội tại cao (6) Do đó, kích cỡ điểm ảnh, ma trận, và độ phân giải không gian của cảm biến chuyển đổi trực tiếp không bị giới hạn bởi nguyên liệu làm ra nó, mà chỉ bởi thiết bị thu và đọc được sử dụng Hệ thống DR
có chuyển đổi trực tiếp làm từ selenium được trang bị với một trống selenium hoặc một mặt cảm biến khác Trước đây, một trống chấm selenium quay có mặt tích điện
Trang 17dương được phơi sáng trước tia X Trong khi phơi sáng, một điện tích tỉ lệ tương ứng với tia X đến được phát ra trên mặt trống và được thu lại trong lúc trống quay bởi một
bộ ADC (Hình 4a) (30)
Hình 4: Hệ thống DR với chuyển đổi trực tiếp dựa trên selenium vô định hình (a) Hình vẽ biểu diễn hệ thống với trống selenium Một trống được chấm quay với bề mặt tích điện dương, được chiếu bởi tia X Sự biến đổi của điện tích trên mặt trống tỉ lệ với tia X tới Điện tích sau đó được chuyển hóa vào ảnh số bởi một bộ ADC (b) Hình vẽ thể hiện một hệ thống với cảm biến mặt phẳng bằng selenium vô định hình Năng lượng của tia X tới được chuyển hóa trực tiếp thành điện tích trong lớp quang dẫn cố
định và đọc bởi một mảng liên kết TFT phía dưới lớp cảm biến.
Nhiều nghiên cứu lâm sàng đã ghi nhận rằng trống cảm biến bằng selenium cung cấp chất lượng ảnh vượt trội so với màn phim hay hệ thống CR (4,13,16,17,31,32) Dù vậy, do thiết kế máy móc, trống cảm biến bằng selenium chỉ chuyên dụng cho hệ thốngchụp ngực đứng Một loại hệ thống DR chuyển đổi trực tiếp mới hơn sự dụng cảm biếnmặt phẳng bằng selenium Các cảm biến này dùng một lớp selenium với một mảng cáctransistor phim mỏng (TFT) tương ứng đặt ngay dưới Nguyên tắc chuyển đổi tia X thành điện tích cũng tương tự như với trống selenium, trừ việc điện tích được thu bởi mảng TFT, mảng này sẽ thu trữ năng lượng của các electron ( Hình 4b) Một ưu điểm của các hệ thống này là ứng dụng lâm sàng rộng hơn, do các cảm biến có thể gắn trên các khung chụp ngực hay bàn dựng Cho đến nay, mới chỉ có một vài nghiên cứu lâm sàng liên quan tới các tấm cảm biến bằng selenium Tuy nhiên các nghiên cứu đó cũng cho thấy rằng chất lượng ảnh cung cấp bởi các tấm cảm biến bằng selenium là ngang bằng với các loại tấm cảm biến và trống selenium khác (17,32) Một ứng dụng lâm sàng hứa hẹn khác của tấm cảm biến bằng selenium là trong lĩnh vực X quang vú (33)
