Đầu dò tia X trong X quang số

Review Đầu dò tia X trong X quang số Tóm tắt X quang số đem lại khả năng cải thiện chất lượng hình ảnh cũng như tạo cơ hội cải tiến trong quản lý ảnh y tế, chẩn đoán bằng máy tính và chẩn đoán hình ảnh từ xa Chất lượng ảnh liên quan chặt chẽ đến rự rõ ràng và chính xác của thông tin thu nhận từ chùm tia X phát xạ đến bệnh nhân, nói cách khác là hiệu suất của đầu dò tia X Các máy X quang số phải đáp ứng yêu cầu bức xạ riêng biệt nơi mà chúng sẽ được sử dụng Các thông số quan trọng là độ ph.

Đầu dò tia X trong X quang số

Tóm tắt X quang số đem lại khả năng cải thiện chất lượng hình ảnh cũng như tạo cơ hội

cải tiến trong quản lý ảnh y tế, chẩn đoán bằng máy tính và chẩn đoán hình ảnh từ xa Chất lượng ảnh liên quan chặt chẽ đến rự rõ ràng và chính xác của thông tin thu nhận từ chùm tia X phát xạ đến bệnh nhân, nói cách khác là hiệu suất của đầu dò tia X Các máy

X quang số phải đáp ứng yêu cầu bức xạ riêng biệt nơi mà chúng sẽ được sử dụng Các

thông số quan trọng là độ phân giải không gian (spatial resolution - là khoảng cách nhỏ

nhất giữa hai vật phản xạ mà chúng có thể phân biệt rõ tín hiệu dội trên màn hình hiển

thị), tính thống nhất của đáp ứng (uniformity of response), độ nhạy tương phản (contrast sensitivity), dải tần nhạy sáng (dynamic range), tốc độ và tỉ lệ khung hình thu được (acquisition speed and frame rate) Dưới góc nhìn vật lý định nghĩa hiệu suất của đầu dò

tia X sẽ được đề cập lại Một vài hứa hẹn hỗ trợ và thử nghiệm công nghệ dò mà có thể phù hợp với X quang số đã được nhắc đến Thiết bị này có thể được sử dụng trong đầu dòtoàn diện tích và nhiều đánh giá về hệ thống quét tia X sẽ được thảo luận Các cách tiếp cận khác nhau dựa trên các chuyển đổi lân quang tia X, nơi mà lượng tử ánh sáng được sinh ra như một giai đoạn trung gian, cũng như điều khiển sự chuyển đổi từ tia X sang điện tích như là ZnCdTe, Selen vô định hình và tinh thể Silicon

1 Giới thiệu.

Lợi ích của việc thu nhận hình ảnh X quang y tế ở dạng số nhanh chóng trở nên rõ ràng sau sự ra đời của chụp cắt lớp điện toán (CT) của Hounsfield (1973) Những lợi ích này bao gồm việc ghi lại thông tin với độ chính xác cao, tăng tính linh hoạt các đặc tính hiển thị và dễ dàng truyền tải hình ảnh từ nơi này đến nơi khác qua hệ thống thông tin CT là một ứng dụng khá phức tạp của X quang số, và gần đây, phương pháp tiếp cận kỹ thuật

số đơn giản, nhiều xu hướng kỹ thuật chủ đạo như là chụp động mạch (angiography) và

X quang thường quy (conventional projection radiography) cũng như là siêu âm và ảnh y học hạt nhân đã được phát triển Một phần lí do ngày nay CT ngay lập tức được chấp

nhận là do những lợi ích rõ ràng trong thực tế của ảnh chụp cắt lớp ngang và khả năng của CT hiển thị tinh tế sự suy giảm mô khác nhau Nó có nhiều giá trị mong muốn hơn với độ phân giải không gian cao mà không thể đạt được với các đầu dò thô và công suất máy tính hạn chế tại thời điểm đó, nhưng mà có thể đạt được với chuẩn hình ảnh chụp X

quang (standard radiographic projection imaging)

Sự phát triển trong cải tiến các công nghệ đầu dò (detector technologies), cũng như máy

tính mạnh hơn rất nhiều, hiển thị số độ phân giải cao và thiết bị đầu ra laze cần thiết trướckhi chụp X quang số có thể tiến xa hơn Ban đầu, người ta nghĩ rằng chụp X quang số sẽ phù hợp với các hạn chế đòi hỏi ở hiệu suất không gian của ảnh phim Tuy nhiên, ảnh phim thường bị hạn chế bởi bề rộng tiếp xúc do đường cong đặc trưng của phim và bởi nhiễu kết hợp với chi tiết phim và việc sử dụng không hiệu quả bức xạ tới Hơn nữa thực nghiệm đã thừa nhận rằng giới hạn độ phân giải không gian cao không quan trọng như khả năng cung cấp độ tương phản hình ảnh ngoài một phạm vi rộng phát tia X cho mọi tần số không gian lên đến một độ phân giải giới hạn khiêm tốn (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 xử lý hình ảnh trên máy tính, lưu trữ, truyền ảnh số và khai thác định lượng các thông tin hữu ích về y tế từ các hình ảnh

Trong lịch sử, đã có một sự quan tâm lớn trong việc phát triển hệ tạo ảnh kĩ thuật số cho chụp X quang ngực bởi vì những yếu kém của hệ thống màn phim trong việc cung cấp đầy đủ bề rộng và độ tương phản tốt ở phổi và các vùng trung thất và mong muốn thực hiện các tính năng như xử lý ảnh, hệ thống truyền ảnh đi xa, lưu trữ số và phục hồi

(PACS) Tesic và cộng sự (1983) đã mô tả một hệ thống số quét từng dòng scanning digital system) cho chụp X quang ngực sử dụng 1024 diode quang rời rạc cùng

(single-line-với một chất hóa học Gd2O2S Hệ thống này đòi hỏi một thời gian quét là 4,5s và cung

cấp một độ phân giải không gian hạn chế 1 chu kì/mm Goodman và cộng sự (1988) và

Fraser và cộng sự (1989) xem xét những điểm mạnh và điểm yếu của các phương pháp tiếp cận khác nhau để chụp X quang ngực kỹ thuật số có sẵn thời điểm đó Họ đã xác định tiềm năng của chụp X quang ngực kỹ thuật số trong khi chỉ ra những cải tiến đó là cần thiết cho kỹ thuật này để được chấp nhận bởi các bác sĩ X quang

Hệ thống số trong chụp mạch xóa nền (DSA) và một số loại chiếu chụp X quang hiện naytrong sử dụng rộng rãi trong lâm sàng và hệ thống đặc biệt trong các ứng dụng phức tạp (khắt khe) như X quang vú hiện đang được phát triển Các hệ thống kỹ thuật số sẵn có như vậy sẽ có khả năng cho sự ra đời của chẩn đoán bằng máy tính (Chan và cộng sự

1987, Giger và cộng sự 1990) Đã có một số đánh giá trước đây công nghệ dò ảnh số, đặcbiệt là bởi Rougeot (1993)

Một sơ đồ hệ thống X quang số chung được đưa ra trên hình 2 Ở đây, bộ thu nhận ảnh tương tự được thay thế bằng một đầu dò chuyển đổi năng lượng trong phát xạ chùm tia X thành tín hiệu điện tử, sau đó 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 chuẩn tính toán và phương pháp truyền thông số

Trong một số hệ tạo ảnh, tại một số giai đoạn, mô hình phát xạ tia X được lấy mẫu cả trong 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 thành phần ảnh hoặc pixel Đây là những khu vực hình vuông được đặt với khoảng cách bằng nhau trên khắp mặt phẳng ảnh Theo chiều cường độ, tín hiệu được chia ra một số hữu hạn các mức Đó thường là lũy thừa của 2 và trị số n - số bít số hóa ảnh Giá trị cường độ của ảnh số, do

đó, chỉ có trên các giá trị rời rạc và các thông tin liên quan đến cường độ trung gian và biến thể trên tỷ lệ các điểm ảnh con bị mất khi số hóa

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

rạc thời gian vị trí và cường độ.

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

Để tránh sự xuống cấp của chất lượng ảnh trong quá trình số hóa điều quan trọng là kích thước điểm ảnh và độ sâu bit phù hợp với các yêu cầu về độ phân giải không gian thực vàđộ chính xác của ảnh được xác định bởi các yếu tố hạn chế cơ bản như là: tiêu điểm

không nhọn (the focal spot unsharpness), kết cấu giải phẫu (anatomical) và độ nhiễu

lượng tử

3 Thuộc tính, tính chất đầu dò.

Các thuộc tính quan trọng của đầu dò là: trường quét (field coverage), đặc trưng hình học, hiệu suất lượng tử, độ nhạy, độ phân giải không gian, nhiễu đặc trưng, dải tần nhạy sáng, tính đồng nhất, tốc độ đạt được, tỉ lệ và hiệu suất khung hình Trong hầu hết, không

phải tất cả, các công nghệ dò khác nhau đòi hỏi phải có sự hài hòa giữa các yếu tố

3.1 Trường quét-Field coverage

Hệ tạo ảnh phải có khả năng ghi lại tia X phát xạ trên vùng giải phẫu được khảo sát Người ta có thể ước tính các yêu cầu của đầu dò X quang số từ các ảnh thu nhận trong ảnh thường quy Ví dụ, chụp X quang ngực yêu cầu một trường ảnh 35x43 cm, trong khi chụp X quang vú có thể được chứa trên kích thước 18x24 cm hoặc 24x30 cm Ảnh tăng

sáng dùng huỳnh quang và phim ảnh huỳnh quang cung cấp trường tròn với đường kính

từ 15 đến 40cm Ngoài ra, vì các chùm tia X phân kì, hình ảnh luôn qua một số độ phóng đại nhất định của ảnh X quang Thông thường, là chỉ 10%, tuy nhiên, trong nghiên cứu phóng đại cố ý được áp dụng, đó có thể là một hệ số của 2 hoặc hơn và do đó việc sử dụng lâm sàng phải được xem xét cẩn thận khi xác định yêu cầu kích thước đầu dò.

3.2 Đặc trưng hình học - Geometrical characteristics

Một yếu tố được xem xét ở đây là những “vùng chết” có thể tồn tại xung quanh và các cạnh của đầu dò Trong một đầu dò điện tử dùng cho chụp X quang số, nó được yêu cầu cho việc định tuyến của dây dẫn hoặc vị trí của các thành phần dò phụ trợ như bộ đệm, đồng hồ, … Vùng chết cũng có thể xảy ra khi một vùng có diện tích lớn được tiếp giáp với một đơn vị máy dò nhỏ hơn Đối với các máy dò có các thành phần cảm biến rời rạc, chúng ta có thể xác định các yếu tố như phần diện tích của mỗi phần tử đầu dò đó nhạy cảm với các tia X tới Trong một số ứng dụng (ví dụ trong chụp X quang vú) điều quan trọng là các đầu dò có diện tích không đáng kể hoạt động trên một hoặc nhiều cạnh để tránh không bao gồm các mô từ ảnh Điều này có thể ngăn cản việc sủ dụng đầu dò với

vỏ màu đen, như ảnh tăng sáng chân không, từ những ứng dụng này Trong bất kì trường hợp nào, vùng chết trong các đầu dò dẫn đến sử dụng không hiệu quả của bức xạ phát xạ bởi bệnh nhân trừ khi chuẩn trực trước khi có thể sử dụng để che dấu các bức xạ sẽ rơi

vào các vùng chết Thông thường vì liên kết phức tạp và tiêu điểm vùng bán ảnh (vùng nửa tối), điều đó là không thực tế

Một yếu tố hình học phải được coi là biến thể Một hệ tạo ảnh chất lượng cao sẽ đưa ra

một cách trung thực không gian ánh xạ từ dạng tia X vào đến ảnh đầu ra Các ảnh có thể được thu nhỏ, tuy nhiên, các tỉ lệ thành phần nên được giữ nguyên trên trường ảnh Sự méo ảnh có thể làm ánh xạ này trở nên phi tuyến Nó có thể phù hợp với không gian hoặc

phụ thuộc vào góc Đó có thể được được lựa chọn các thấu kính, sợi hoặc quang điện tử

được sử dụng trong các hệ tạo ảnh và làm phát sinh biến dạng hình mặt gối hoạc thùng

Cuối cùng, cần lưu ý rằng máy dò kỹ thuật số có thể chia làm 2 loại, cảm biến cố định hoặc băng từ thay thế Trước đây, máy thu và màn hình của nó được tích hợp vào máy X

quang Trong khi điều này đòi hỏi một máy được thiết kế đặc biệt với chi phí cao hơn, nó

cũng giúp loại bỏ sự cần thiết cho lắp, tháo dỡ và mang băng catset vào một đầu đọc

riêng và các chi phí nhân công liên quan Đồng thời, việc sử dụng 1 hoặc 1 số lượng hạn

chế các thụ thể đơn giản hóa việc hiệu chỉnh các thụ thể không đồng đều (xem bên dưới) Một hệ thống tái sử dụng băng có thể là một ưu điểm, nơi mà mức độ cao của tính di động và linh hoạt là cần thiết, chẳng hạn như trong các tình huống chăm sóc đặc biệt hoặcphòng mổ, và có lợi thế là tương thích với các máy (units) X quang hiện có

3.3 Hiệu suất lượng tử - Quantum efficiency

Hoạt động thu nhận hình ảnh ban đầu trong tất cả các đầu dò tia X là giống hệt nhau Để tạo ra một tín hiệu, lượng tử tia X phải tương tác với các vật liệu dò Xác suất tương tác hoặc hiệu suất lượng tử cho năng lượng lượng tử E=h.v được cho bởi

Ƞ=1-e−µET (1)Trong đó, µ là hệ số suy giảm tuyến tính của vật liệu dò, T là bề dày hoạt động của đầu

dò Bởi vì hầu như tất cả các nguồn tia X cho chụp X quang là đa năng, do đó, tia X phát

ra trên một phổ năng lượng, hiệu suất lượng tử phải được xác định tại mỗi mức năng lượng hoặc phải được thể hiện như một giá trị “ hiệu dụng” trên phổ của tia X tới (thu được trên máy dò) Quang phổ này sẽ bị ảnh hưởng bởi hiệu ứng lọc của bệnh nhân nơi

mà làm cứng chùm tia, tức là, làm cho nó mạnh hơn, khả năng đâm xuyên cao hơn

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

so với năng lượng tia X cho các độ dày khác nhau của một số vật liệu trong hình 3 và 4 Hiệu suất lượng tử nói chung là cao nhất ở mức năng lượng thấp, giảm dần với năng lượng ngày càng tăng Nếu vật liệu có một lớp hấp thụ nguyên tử trong khu vực năng lượng quan tâm, hiệu suất lượng tử tăng lên đáng kể trên năng lượng này, vì một vùng ƞ nhỏ nhất cho các năng lượng ngay dưới lớp hấp thụ Với năng lượng X quang 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 dò Sự tương tác của một lượng tử tia X tới sinh ra một quang điện tử tốc độ cao Tiêu hao động năng trong máy dò, kích thích và ion hóa xảy ra, sinh racác tín hiệu thứ cấp (lượng tử quang học hoặc điện tích)

3.4 Độ phân giải không gian-Spatial resolution

Độ phân giải không gian trong chụp X quang được xác định bởi các đặc trưng đầu dò và bởi các yếu tố không liên quan đến các thụ thể (receptor) Nhóm thứ hai bao gồm độ

không sắc nét phát sinh từ các yếu tố hình học Vd như: ‘penumbra’- nửa tối nửa sáng do kích thước hiệu dụng của nguồn tia X và độ phóng đại giữa cấu trúc giải phẫu liên quan

và mặt phẳng thụ thể ảnh (image receptor), hoặc chuyển động tương đối giữa nguồn tia

X, bệnh nhân và thụ thể ảnh trong khi tiếp xúc Các yếu tố liên quan đến đầu dò phát sinh

từ kích thước khẩu độ hiệu dụng của nó, khoảng không gian lấy mẫu giữa các phép đo, vàbất kì các tín hiệu tác dụng bên trong đầu dò và màn hình

Đầu dò trong X quang số thường gồm các thành phần rời rạc, thông thường là 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 không gian của các đầu dò

Trong ví dụ, nếu khẩu độ là hình vuông với kích thước d, thì hàm truyền điều chế (MTF) của đầu dò có dạng sinc(f), trong đó f là tần số không gian dọc theo hướng x hoặc y, và MTF có giá trị 0 đầu tiên tại tần số f=d−1, thể hiện trong mặt phẳng của đầu dò(hình 5) Một đầu dò với d=50µm sẽ có MTF với giá trị không đầu tiên của nó tại f=20 chu

kỳ/mm, bởi vì phóng đại, tần số này sẽ cao hơn trong mặt phẳng bệnh nhân

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

trị suy hao được hiển thị.

Cũng không kém phần quan trọng là khoảng thời gian lấy mẫu p của máy dò, tức là độ

dốc trong mặt phẳng dò giữa các thành phần đầu dò hoặc các phép đo Định lý lấy mẫu

nói rằng chỉ có tần số không gian trong mô hình bên dưới (2 p−1) (tần số Nyquist) có thể

là hình ảnh trung thực Nếu các mẫu chứa tần số cao hơn, thì một hiện tượng gọi là răng cưa xuất hiện trong đó phổ tần số của mẫu các hình ảnh bên ngoài tần số Nyquist được

nhân đôi hoặc là bội của tần số đó trong kiểu xếp và thêm vào phổ tần số thấp, làm tăng lượng quang phổ rõ ràng của ảnh tại các tần số thấp hơn (Bendat and Piersol 1986) Trong một máy dò gồm các thành phần rời rạc, khoảng thời gian lấy mẫu nhỏ nhất đạt

được trong việc thu nhận một ảnh đơn là p=d, vì vậy tần số Nyquist là 2 d−1, trong khi cácđáp ứng khẩu độ giảm xuống 0 ở 2 tần số (cao hơn nếu kích thước khu vực cảm biến của các thành phần dò nhỏ hơn d, trong vd bởi vì tất cả các thành phần của đầu dò là nhỏ hơn 1.0)

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

Sai số lấy mẫu có thể tránh được bằng cách ‘hạn chế dải- band limiting’ hình ảnh, tức là

làm yếu (suy giảm) các tần số cao hơn như là nó không mang thông tin hình ảnh đáng kể trên (vượt quá) tần số Nyquist Việc làm mờ kết hợp với tiêu điểm có thể phục vụ mục

đích này Lưu ý rằng điều này không thể ngăn các răng cưa của nhiễu tần số không gian cao Phương pháp thay thế mà làm giảm hiệu ứng răng cưa của cả tín hiệu vào và nhiễu yêu cầu tần số lấy mẫu của hệ tạo ảnh được tăng lên Một phương pháp để đạt được điều

này gọi là phối màu, liên quan đến việc thu nhận chuyển động vật lý của máy dò bởi một phần nhỏ cường độ điểm ảnh giữa những lần thu nhận liên tiếp Các ảnh con sau đó được kết hợp để tạo ảnh cuối cùng Điều này làm giảm p, qua đó cung cấp 1 tần số Nyquist

cao Một vài máy dò không có răng cưa ở giai đoạn hấp thụ tia X, nhưng p và d được định nghĩa trong kết cấu màn hình của chúng Đây là trường hợp trong các hệ thống dò

ảnh kích thích quang được mô tả dưới đây, tấm phủ quang liên tục, nhưng các mẫu laser

hiển thị trên các điểm rời rạc Điều này có thể cung cấp một số tính linh hoạt trong thiết lập độc lập khoảng thời gian lấy mẫu và kích thước khẩu độ hiệu dụng (vùng laze-laser spot size) để tránh răng cưa Các vấn đề về lấy mẫu trong các hệ thống số đã được xem

xét lại bởi Dobbins(1995)

Trong thiết kế tổng thể của một hệ tạo ảnh, điều quan trọng là nguồn vật lý khác của sự

không sắc nét được xem xét khi kích thước khẩu độ và khoảng thời gian lấy mẫu được lựa chọn Nếu, trong ví dụ, MTF bị giới hạn bởi độ mờ vì tiêu điểm, nó sẽ có ít giá trị để cải thiện hệ thống bằng cách thiết kế các thụ thể với các thành phần đầu dò nhỏ hơn

Hình 5: Kết quả của khẩu độ đầu dò hình chữ nhật 50µm trên MTF của thụ thể ảnh Tần số

Nyquist f N , trên nơi rà răng cưa xuất hiện được hiển thị.

các đầu dò có thể được biểu diễn như là một quy trình nhị thức (binomial process) với

xác suất thành công ƞ, và nó đã được chứng minh (Barrett and Swindell

1981) là sự phân bố tương tác lượng tử vẫn là Poisson với độ lệch chuẩn

σ =(N¿¿0 ƞ)1 /2

Nếu giai đoạn dò được theo sau bởi một quá trình mà cung cấp một độ lợi (gain) trung

bình ğ, thì sau đó tín hiệu trở thành

trong khi phương sai của tín hiệu là:

σ q2=N0.ƞ.(ğ2+σ g2) (4)Nói chung, q không phải phân phối Poisson ngay cả khi g có phân phối Poisson Tương

tự, ảnh hưởng của giai đoạn bổ sung thu được (hoặc mất đi) có thể được thể hiện bằng

cách lan truyền biểu hiện này hơn nữa (Rabbani và cộng sự 1987, Cunningham và cộng

sự 1994, Yaffe and Nishikawa 1994) Nó cũng có thể là một nguồn nhiễu độc lập khác tác động vào các giai đoạn khác nhau của hệ tạo ảnh Tác dụng của chúng trong phương sai tại các giai đoạn sẽ được tính đến và sự biến động sẽ phải chịu mức tăng của các giai đoạn tiếp theo của hệ tạo ảnh Phân tích toàn bộ tín hiệu và nhiễu lan truyền trong một hệ thống máy dò phải được đưa vào tính toán sự phụ thuộc tần số không gian của cả tín hiệu

và nhiễu Truyền tín hiệu có thể có các đặc tính về hàm truyền điều chế MTF(f), f là tần

số không gian, trong khi nhiệu được mô tả bởi nhiễu nguồn hoặc nhiễu phổ Wiener W(f).Phương pháp tính toán các đặc tính quang phổ Wiener của máy dò phải chính xác là phi

tuyến trong máy dò và phải tính toán đúng các tương quan không gian của tín hiệu và thống kê biến thiên (Rabbani và cộng sự 1987, Cunningham và cộng sự 1994)

Như đã thảo luận trong phần 4, điều quan trọng là số lượng tử thứ cấp hay điện tử ở mỗi giai đoạn dò có phần lớn hơn N0ƞ, để tránh nhiễu đầu dò bị ảnh hưởng bởi một phần lượng tử thứ cấp

Bảng 1 Đặc tính của chất quang và chất quang dẫn sử dụng như đầu dò tia X trong X

quang số, bao gồm số nguyên tử Z và K hấp thụ năng lượng E K, của thành phần hấp thụ chủ yếu Độ nhạy sáng được thể hiện như năng lượng, w, được hấp thụ để phát ra một lượng tử ánh sáng trong chất phát quang hoặc một cặp điện tử - lỗ trống trong chất quang

dẫn Hiệu suất phát quang, w K, là xác suất khi lớp K xuất hiện 1 tương tác quang điện, nó

sẽ phát ra (đặc tính) tia X hơn là một điện tử Auger phát ra

a Từ Evans(1995).

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

c Ước tính bằng cách nhân năng lượng vùng cấm của 8.3eV với 3 (Klein 1968) và sau đó

là 2 với hiệu suất 50% của trap filling trong khi phát xạ tia X Giá trị cao hơn phản ánh sựgiảm có thể lên đến hệ số 2 do lọc lại khi hiển thị (readout)

3.6 Độ nhạy- Sensitivity

Đầu ra cuối cùng của hầu như tất cả các đầu dò tia X là một tín hiệu điện, vì vậy độ nhạy

có thể được định nghĩa theo điện thế sinh ra bởi đầu dò tia X liên quan tới lượng tử tia X của một năng lượng theo lý thuyết Độ nhạy của bất cứ hệ tạo ảnh nào đều phụ thuộc vào

ƞ và hiệu suất chuyển đổi chính (hiệu suất chuyển đổi năng lượng trong tương tác tia X

đo được dễ dàng hơn lượng tử quang học hay điện tích) Hiệu suất chuyển đổi có thể được biểu diễn dưới dạng năng lượng, w, cần thiết để chuyển một photon sáng thành photon quang, một cặp điện tử- lỗ trống trong chất dẫn quang (hoặc chất bán dẫn), hoặc một cặp điện tử-ion trong một máy dò khí

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

a) máy dò tia X chuyển đổi trực tiếp

b) chất phát quang thông thường

c) phát quang ảnh lân quang

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

điện tử trở lại dải hóa trị thông qua một sự phát quang được tạo ra bởi một chất hoạt hóa được thêm vào chất chủ Điều này đòi hỏi năng lượng E F của ánh sáng huỳnh quang phải

ít hơn năng lượng lỗ trống E G và do đó thêm vào sự thiếu hiệu quả không thể tránh khỏi trong một chất phát quang so với một chất quang dẫn với cùng E G.

3.7 Dải tần nhạy sáng- Dynamic range(DR)

Dải tần nhạy sáng có thể được định nghĩa là:

DR=X X max

Noise

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

X Noise là dòng mà cung cấp một tín hiệu tương đương với tổng cầu phương (the

quadrature sum) của nhiễu máy dò và nhiễu lượng tử tia X.

Trong khi các định nghĩa này mô tả các hoạt động của đầu dò trên cơ sở một điểm ảnh riêng biệt Nó ít hữu ích để dự đoán dải tần nhạy sáng của hoạt động dò cho một yêu cầu

chụp ảnh cụ thể Điều này là bởi vì tỷ số tín hiệu trên nhiễu (SNR) chỉ là 1 và điều này hiếm khi được chấp nhận Ngoài ra, nó hiếm để căn cứ một chuẩn đoán y tế trên một

điểm ảnh đơn, do đó trong hầu hết các đối tượng, SNR được căn cứ trên tín hiệu từ nhiều điểm ảnh Trong một đối tượng lớn, nhiễu cơ sở trên từng điểm ảnh có thể lớn, nhưng nếu có sự kết hợp trên các đối tượng, ảnh hưởng của SNR cải thiện tương đối diện tích vùng hình vuông (với một vài chỉnh sửa cho các hiệu ứng tương quan do độ không sắc nét của hệ tạo ảnh) Chúng ta đã có, do đó cung cấp một định nghĩa thứ 2 “dải tần nhạy

sáng hiệu dụng - effective dynamic range mà chúng tôi thấy có ích.

DR eff=k2X max

Ở đây, hằng số k1 là yếu tố mà các tín hiệu tối thiểu vượt quá nhiễu cho đầu dò tin cậy Rose(1948) đã lập luận rằng k1 nên được đặt là 4 hoặc 5 tùy thuộc vào yêu cầu chụp ảnh Hằng số k2 phụ thuộc vào yêu cầu chụp ảnh và MTF hệ thống, phản ánh sự cải thiện SNR

do tích hợp trên nhiều pixel Có kết quả này là do dải tần nhạy sáng của hệ tạo ảnh tăng mặc dù mức tín hiệu là tối đa và mức nhiễu điểm ảnh đơn là không thay đổi Maidment

và cộng sự (1993) và Neitzel (1994) đã phân tích điều này trong máy chụp X quang vú số

Trong thực tế, dải tần nhạy sáng cần thiết cho một yêu cầu chụp ảnh có thể được phân tích thành 2 phần Đầu tiên là mô tả tỷ lệ giữa sự suy giảm hầu hết tia X và hầu hết các phần chắn xạ qua bệnh nhân được đưa vào hình ảnh Thứ hai là độ chính xác của tín hiệu tia X đo được trong một phần của hình ảnh đại diện cho phần giải phẫu chắn xạ nhất Nếu, ví dụ, có 50 thành phần suy giảm trên cả trường ảnh và nó đòi hỏi 1% độ chính xác trong việc đo tín hiệu trong vùng suy giảm nhất, sau đó dải tần nhạy sáng yêu cầu là

5000 Dải tần nhạy sáng yêu cầu cho các ứng dụng nhất định có thể vượt quá khả năng

của thiết bị dò có sẵn Nó có thể giảm yêu cầu bằng cách sử dụng bộ lọc mờ (blousing)

trước bệnh nhân để tăng độ suy giảm tại các vùng trong suốt của hình ảnh và do đó giảm cường độ mà cần được cung cấp

Dải tần nhạy sáng yêu cầu khác nhau giữa các yêu cầu chụp ảnh, nhưng một số nguyên tắc chung cho việc thiết lập các yêu cầu của mỗi phương thức có thể được đưa ra Đầu tiên, điều quan trọng là nhận ra rằng tia X bị suy giảm theo cấp số nhân, do đó 1/10 bề dày mô sẽ suy giảm chùm tia đi hệ số 10, trong khi 1/10 bề dày cùng mất sẽ tăng dòng tia

X lên hệ số 10 Do đó, khi một giá trị chiếu xạ trung bình X mean trong hệ thống được tạo

ra bằng cách bức xạ một ảo ảnh đồng dạng, chúng ta quan tâm đến hệ số nhân trên và dưới giá trị trung bình này, tức là X mean là một hình chứ không phải giá trị trung bình Do

đó, ví dụ trong máy chiếu X quang nó thường thiết lập tỉ lệ 100:1 là hữu ích nhưng nó cũng rất cần thiết để biết được tỉ lệ này giữa X mean/10 và 10X mean chứ không phải là phân phối trong số gia tuyến tính, tức là giữa X mean/50 và 2X mean

Trong định nghĩa dải tần nhạy sáng của đầu dò, người ta phải xem xét cả hai yêu cầu dòng tia X thích hợp để đạt được số liệu thống kê lượng tử mong muốn đạt mức thấp ở cuối phạm vi cũng như các hiện tượng dò như “bão hòa hoặc nhòe” có thể xảy ra với tín hiệu lớn

3.8 Tính đồng nhất – Uniformity

Điều quan trọng là hệ tạo ảnh X quang tạo ra đồng nhất, tức là độ nhạy là không đổi trên toàn bộ ảnh Nếu không, vỡ ảnh có thể xảy ra Những phần này đôi khi được gọi là

”nhiễu cố định” Trong hệ tạo ảnh tương tự, khó khăn lớn phải thực hiện trong thiết kế vàsản xuất các đầu dò để đảm bảo rằng chúng cung cấp đáp ứng đồng nhất

Trong hệ thống số, yêu cầu đơn giản hơn nhiều, bởi vì, ít nhất trên một phạm vi đáng kể,

sự khác biệt trong đáp ứng từ mỗi thành phần có thể được hiệu chỉnh Điều này được hoàn thành bởi ảnh một đối tượng của phát xạ tia X đồng nhất, ghi lại đáp ứng đầu dò và

sử dụng điều này như một “mặt nạ chỉnh sửa- correction mask” Nếu đầu dò có đáp ứng

tuyến tính tới tia X, thì việc chỉnh sửa liên quan đến hai mặt nạ, một có và một không có

bức xạ để cung cấp giá trị độ dốc và cắt cho việc chỉnh sửa mỗi thành phần Nếu đáp ứng

đầu dò là không tuyến tính, sau phép đo phải thực hiện trên một tỷ lệ (phạm vi cường độ)

và một hàm phi tuyến tính phù hợp để đáp ứng của từng thành phần chứa các hệ số điều chỉnh Trong một số đầu dò, không đồng nhất có thể chỉ tồn tại qua hàng và cột của nó hơn là qua các thành phần riêng lẻ Điều này làm giảm đáng kể số lượng các hệ số cần lưu trữ

4 Hệ thống dò chất lân quang nền – Phosphor-based detector system.

Hầu hết các đầu dò ảnh tia X sử dụng một chất phát quang ở giai đoạn ban đầu (hình 7(a)) để hấp thụ các tia X và tạo ra ánh sáng mà được liên kết với bộ cảm biến quang học (photodetector) Sử dụng vật liệu phát quang với số hiệu nguyên tử tương đối cao gây ra hiệu ứng quang điện chiếm ưu thế trong tương tác tia X Các quang điện tử được sinh ra trong các tương tác này được cho một phần năng lượng quan trọng của tia X Năng lượngnày lớn hơn nhiều so với vùng cấm (bandgap) của tinh thể (hình 6(b)), và do đó, khi bị chặn lại, một tương tác đơn tia X có khả năng gây ra kích thích của nhiều điện tử trong chất phát quang và do đó sinh ra nhiều lượng tử ánh sáng Chúng tôi mô tả điều này

“khuếch đại lượng tử- quantum amplification” như độ lợi chuyển đổi g1 Ví dụ, trong chấtphát quang Gd2O2S, năng lượng mang bởi 1 lượng tử tia X 60 keV là tương đương với

25000 lượng tử ánh sáng màu xanh (E g=2.4 eV) Bởi vì quá trình va chạm mất năng lượng và sự cần thiết bảo toàn động lượng, hiệu suất chuyển đổi chỉ khoảng 15%, do đó, trung bình, nó cần 13eV mỗi lượng tử ánh sáng được tạo ra trong chất phát quang này

(bảng 1) Độ lợi chuyển đổi là khoảng 4500 lượng tử ánh sáng mỗi tương tác lượng tử tia

X

Quá trình mất năng lượng là ngẫu nhiên, và do đó, g có một phân bố xác xuất, với độ lệchchuẩn σ g, về giá trị trung bình của nó như minh họa trong hình 8(a) Swank (1973) mô tả hiệu ứng này, và “hệ số Swank” A s, đặc tính này bổ sung vào nhiễu nguồn Các yếu tố Swank được tính toán trong điều kiện (kì) phân phối momen g là

A s= M12

Trong đó M i cho biết momen phân phối thứ i

Số lượng lượng tử thực tế được sinh ra bởi sự tương tác tia X cũng sẽ phụ thuộc vào nănglượng tới của nó và cơ chế tương tác với tinh thể chất phát quang Hầu hết các loại tương tác, hiệu ứng quang điện, sẽ sinh ra một quang điện tử năng lượng cao và một điện tử thứ

cấp (Auger) hoặc một lượng tử huỳnh quang tia X Năng lượng huỳnh quang phụ thuộc

vào bề mặt mà tương tác quang điện xảy ra Mức năng lượng lớp K cho tương tác này được trình bày đối với một só chất huỳnh quang X quang thông thường trong bảng 1 Cũng trong bảng là hiệu suất huỳnh quang lớp K; xác xuất phát xạ huỳnh quang tia X, trong thời gian đó một tương tác quang điện lớp K đã xảy ra Trong ví dụ, lớp K tương tác của Gd trong Gd2O2S có ngưỡng là 50.2 keV và sinh ra huỳnh quang cường độ cao nhất (92% tương tác lớp K tạo ra lượng tử này) chỉ dưới 43keV Các lượng tử huỳnh quang hoặc là tái hấp thu ở chất phát quang hoặc là thoát ra Trong trường hợp khác, nếu chúng không được tái hấp thu cục bộ, năng lượng biểu kiến bị lắng trong chất phát quang

từ lượng tử tia X bị giảm, dẫn đến một đỉnh cao thứ hai trong phân phối thấp với một giá trị thấp hơn g Kết quả của việc mất huỳnh quang làm nới rộng phân phối tổng thể của g (hình 8(b)), do đó giảm A s làm tăng σ g

Hình 7 Ba loại của cấu trúc đầu dò: a) chất phát quang cố định, b)chất phát quang cột CsI và c)chuyển đổi tia X trực tiếp với điện thế tích tụ trong điện trường Một giả thuyết về dòng lây lan

chức năng (LSF) được trình bày

Có cả ưu và nhược điểm trong ảnh với phổ tia X mà vượt quá bờ K của chất phát quang

Rõ ràng, giá trị ƞ tăng, nhưng “nhiễu Swank” cũng vậy Ngoài ra, sự tích tụ năng lượng

từ chất huỳnh quang ở khoảng cách từ điểm bắt đầu tương tác tia X làn các điểm lây lan chức năng của đầu dò tăng lên, dẫn đến độ phân giải không gian giảm

Sau khi hình thành, các lượng tử ánh sáng phải thoát ra khỏi chất phát quang và kết hợp

có hiệu quả với giai đoạn tiếp theo để chuyển thành một tín hiệu điện và hiển thị Điều mong muốn là các lượng tử ánh sáng tạo ra thoát khỏi chất phát quang hiệu quả và càng gần càng tốt để tạo các điểm của chúng

Hình 9 minh họa ảnh hưởng của độ dày chất phát quang và độ sâu tương tác tia X trên độ phân giải không gian của một đầu dò lân quang Xác suất tương tác tia X là một hàm số

mũ vì vậy số tương tác lượng tử và lượng tử ánh sáng sẽ được tạo ra tương ứng lớn hơn ở

bề mặt gần chỗ tiếp xúc (lối vào) tia X

Khi di chuyển trong chất phát quang, ánh sáng sẽ lan ra, lượng khuếch tán sẽ tỉ lệ thuận với chiều dài quỹ đạo cần thiết để thoát khỏi chất phát quang Quỹ đạo của hầu hết các lượng tử quang học sẽ là ngắn nhất nếu bộ tách sóng quang được đặt ở phía lối vào của chất phát quang Nó thường thực tế hơn, tuy nhiên, để ghi lại các photon ra khỏi bề mặt đối diện của (lưới, tấm chắn,,,) chất phát quang tức là chúng dễ lây lan hơn Ngoài ra, nếumột lớp chất phát quang được làm dày hơn để cả thiện hiệu suất lượng tử, sự lây lan trở nên trần trọng hơn Điều này đặt ra một mối liên hệ giữa độ phân giải không gian và ƞ

Hình 8 Ảnh hưởng của việc giảm huỳnh quang vào phân bố g1 của tia X đơn năng Giá trị tươngứng g để chuyển đổi tia X tại năng lượng hấp thụ bờ K được biểu diễn trên trục hoành

a) cho năng lượng tia X dưới cạnh có 1 phân phối duy nhất của số lượng tử ánh sáng về giá trị trung bình ğ1 trong khi với năng lượng trên các cạnh hấp thụ

b) có một phân phối hai mốt, mỗi đỉnh tương ứng với tổng số hấp thu tia X tới, trong khi đỉnh thấp hơn tương ứng với chuyển đổi năng lượng của tia X tới trù đi năng lượng của tia X phát quang mà đã thoát khỏi chất dẫn quang

Hình 9 Độ dày chất phát quang, độ sâu tương tác và dòng lây lan chức năng,

a) bề mặt mỏng

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

Các phương pháp để thu phát xạ từ phía lối vào của chất phát quang hoặc tới kênh photonquang thoát khỏi chất dẫn quang mà không phân tán sẽ cải thiện đáng kể hiệu suất chất dẫn quang

Bề mặt phát quang thường được sản xuất bằng cách kết hợp chất phát quang có đường kính 5-10µm với một chất kết dính bằng nhựa trong suốt (hình 7(a)) Các hạt chất phát quang là các hạt tán xạ tốt do chỉ số khúc xạ cao so với các chất kết dính Sự tán xạ có cường độ đủ mạnh để gây mờ các lớp, tức là sự lan truyền của các photon có thể được coi

là khuếch tán

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

quang trên bề mặt đối diện với bộ tách quang và có khả năng có sẵn để thu Màu ánh sáng

hấp thụ cũng có thể được thêm vào màn hình để tăng độ phân giải, nhưng 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 chúng trên các hệ số Swank (Drangova and Rowlands 1986)) các đặc tính nhiễu của máy dò

Cũng cần lưu ý rằng các hệ số nén của một phần nhỏ chất phát quang trên màn hình có thể cung cấp 50% thể tích Khi tính toán ƞ được thực hiện, hệ số suy giảm hiệu dụng do các chất kết dính phải được xem xét

Hình 10 minh họa sự truyền tín hiệu thông qua các giai đoạn chuyển đổi năng lượng khácnhau của hệ tạo ảnh Trong sơ đồ, số lượng tử N0 phụ thuộc vào khu vực trên bề mặt máy

dò (giai đoạn 0) Một phần nhỏ trong trong số này, được đưa ra bởi hiệu suất lượng tử máy dò, ƞ, tương tác với máy dò (giai đoạn 1) Trong một hệ tạo ảnh hoàn hảo, ƞ, sẽ bằng1.0 Số trung bình N1 của tương tác lượng tử đại diện cho “lượng tử đâm xuyên chính-

primary quantum sink” của đầu dò Sự biến thiên của N1 là σ N 1 =N11/ 2

Điều này xác địnhSNR của hệ tạo ảnh tăng lên căn bậc 2 số lượng tử tương tác với đầu dò

Bất kể giá trị ƞ, SNR tối đa của hệ tạo ảnh sẽ xuất hiện tại điểm này nếu SNR của hệ tạo ảnh xác định cần thiết ở đó Hệ thống được coi là giới hạn lượng tử tia X khi nó hoạt động Tuy nhiên, SNR sẽ, nói chung, đều giảm trong phần tín hiệu qua hệ tạo ảnh bởi vì mất mát và sự biến thiên nguồn

Để tránh suy giảm có thể xảy ra ở giai đoạn tiếp theo, điều quan trọng là đầu dò cung cấp đầy đủ lượng tử có ích, g1 ngay lập tức sau tương tác tia X đầu tiên Giai đoạn II và III minh họa cho quá trình tạo nhiều photon sáng từ một tương tác tia X (thường dựa vào độ lợi chuyển đổi) sự thoát lượng tử chất phát quang với xác xuất trung bình g2 Ở đây, hấp thụ ánh sáng, tán xạ và phản xạ là rất quan trọng Suy giảm hơn nữa xuất hiện ở các chỗ khớp nối (liên kết) ánh sáng để các bộ tách quang chuyển đổi ánh sáng thành điện tích (giai đoạn 4) và trong độ nhạy quang phổ và hiệu suất lượng tử quang học của bộ tách sóng (giai đoạn 5) Nếu độ lợi chuyển đổi của chất phát quang không đủ cao để vượt qua suy giảm và số lượng tử ánh sáng hoặc điện tích ở giai đoạn tiếp theo giảm xuống dưới

đó chùm lượng tử đâm xuyên chính, sau đó chùm lượng tử thứ cấp được hình thành

Hình 11 Ảnh hưởng của hiệu suất khớp nối quang trên DQE(f) của một sợi quang thị giác

-CCD máy dò C d là số e sinh ra trong CCD với mỗi tương tác tia X ở chất phát quang (From

Maidmont and Yaffe 1994)

Trong trường hợp này sự biến thiên thống kê của ánh sáng hoặc điện thế tại thời điểm nàytrở thành một phần nhiễu nguồn quan trọng Ngay cả khi một chùm thứ cấp thực tế khôngtồn tại, một giá trị thấp của ánh sáng hoặc điện thế gây tăng nhiễu Điều này trở nên đặc biệt quan trọng khi phân tích phụ thuộc tần số không gian vào SNR được thực hiện và như đã thảo luận trước đó, nó làm giảm hiệu suất lượng tử dò với sự tăng tần số không gian Hình 11 minh họa ảnh hưởng hiệu suất ly quang của ánh sáng từ chất phát quang tớibộ tách sóng quang trên DQE(f) cho một hệ quang học kết hợp (Maidment and Yaffe 1994)

Như minh họa trong hình 12, có một số phương pháp tiếp cận để kết nối một chất phát quang tới một bộ tách quang Có thể đơn giản liên quan đến việc sử dụng hệ thấu kính và/hoặc gương (hình 12(a)) để thu ánh sáng phát ra từ bề mặt của vật liệu quang và gắn liền

nó tới máy quay phim thông thường khác (xem hình 18) hoặc tới một CCD camera Hoạt động của các máy ảnh được thảo luận ngắn gọn sau trong bài biết này.

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

do sản xuất một kích thước tối đa từ 2-5 cm, nó thường thu nhỏ ảnh từ chất phát quang cho phép quét kích thước trường yêu cầu trên bệnh nhân (Karellas et al 1992) Hiệu suất thấu kính kết nối được xác định phần lớn bởi góc khối đối diện với thu quang

Hình 12 Phương pháp để kết nối một chất phát quang với một máy dò quang, a) thấu kính, b) sợi

quang, c) khớp nối tới 1 catot quang nơi phát xạ tĩnh điện

Trong hệ thấu kính đơn, hiệu suất liên kết được cho bởi

ξ = τ

trong đó τ là yếu tố truyền dẫn quang trong thấu kính, F là “số f” của thấu kính (tỉ lệ chiều dài tiêu cự để hạn chế đường kính khẩu độ của nó) và m là phần phóng đại từ chất phát quang tới bộ tách quang (thu quang) Trong thấu kính F=1.2, τ=0.8 và m=10, ξ sẽ là 0.1% Bởi bì hiệu suất này thấp, SNR của hệ thống sử dụng thấu kính khớp nối thường bị hạn chế bởi chùm lượng tử thứ cấp, đặc biệt là trong các ứng dụng chụp ảnh xạ trị nơi màcác hệ số thu nhỏ là lớn (Munro et al 1990) Mặt khác thấu kính được sử dụng tốt cho các

khớp nối trong các trường hợp mà m nhỏ và g1 lớn (Roehrig và cộng sự 1994).

Cũng có thể sử dụng sợi quang học thực hiện trên các khớp nối Đậy có thể là một dạng

bó sợi quang (hình 12(b)), nơi sợi quang có đường kính không đổi kết hợp để tạo thành thanh dẫn sáng Các sợi tạo thành một mảng theo thứ tự tương ứng 1-1 giữa các thành phần của ảnh quang tại đầu ra của chất phát quang và ở đầu vào của bộ thu quang

Hình 13 So sánh hiệu quả của khớp nối thấu kính và sợi quang giữa chất phát quang và CCD

Thấu kính có f=1.2 (Modified from Hejazi and Trauernicht 1996.)

Để thực hiện các yêu cầu thu nhỏ, các bó sợi quang có thể bị thu nhỏ bằng cách kéo nó dưới nhiệt Trong khi đơn giản hóa cấu trúc đầu dò để thực hiện yêu cầu giải phẫu trên bệnh nhân, thu nhỏ bởi sợi co cũng giảm hiệu quả khớp nối bằng cách giới hạn hóc nhận tại đầu vào sợi quang Một biểu thức đơn giản cho hiệu suất ghép của bó sợi quang hẹp là:

Trong đó α là phần bề mặt vào gồm cả lõi quang của bề mặt sợi quang, τ (θ) là các hệ số truyền dẫn cho lõi quang và NA là khẩu độ số của sợi không co và m là hệ số thu nhỏ do hình nón Trong ví dụ, sợi co với 10 lần độ thu nhỏ (m=10), với α=0.8, τ =0.9 và NA=1.0,hiệu suất là 0.7%, cao hơn so với thấu kính khoảng 7 lần với F=1.2 với cùng các hệ số thu nhỏ và khoảng 2.5 lần với F=0.7 Cần lưu ý rằng trong cả thấu kính và sợi quang, hiệu suất truyền dẫn phụ thuộc vào góc tới θ của ánh sáng, và do đó, một phân tích đầy

đủ đòi hỏi bao hàm toàn bộ phân bố góc phát xạ trênθ Một so sánh về hiệu quả của thấu kính so với sợi quang ghép được biểu diễn trên hình 13 (Hejazi and Trauernicht 1996)

Cả hai hệ thống thiết kế được sử dụng trong camera tầm nhìn nhỏ trong chụp X quang vú kỹ thuật số, cho cả điều khiển sinh thiết kim và vùng tổn thương nghi ngờ

Trong các ứng dụng tương tự, thu nhỏ thấp hơn nhiều, thường là 2 lần, được sử dụng, kết quả hiệu suất nối là chấp nhận được Bằng cách ghép một số hệ thống camera để tạo thành một ma trận lớn hơn, hệ thống nhũ ảnh số đầy đủ có thể được xây dựng (Feig and Yaffe 1995), trong khi vẫn duy trì một giá trị m thấp và do đó một giá trị thích hợp của g1 để tránh chùm lượng tử thứ cấp

Bó sợi quang cần giảm thiểu biến dạng hình học Để duy trì độ phân giải cao, nhiễu xuyên âm của tín hiệu giữa các sợi phải được kiểm soát và điều này được thực hiện, một phần, bởi sử dụng các chất hấp thụ ngoài thành (EMA), tức là một vật liệu suy giảm quang học kết hợp với các sợi riêng lẻ trong bó để hấp thụ ánh sáng thoát ra từ các sợi hoặc trực tiếp vào (vật liệu) vỏ sợi ở mặt trong (lối vào) của bó