Bài luận tạo ảnh X quang số

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.

X Quang số A TẠO ẢNH X QUANG SỐ David R.Dance Tóm tắt Thu ảnh X quang tạo ảnh số ngày trở nên quan trọng Những ích lợi có bao gồm mở rộng dải tần nhạy sáng hiệu suất phát lượng tử, tăng khả phát vật thể có độ tương phản thấp, giảm liều lượng phóng xạ Ảnh dùng nhanh chóng Hiển thị tách biệt khỏi chụp ảnh nên q trình điều chỉnh tương phản làm trước xem ảnh Ảnh số có kết nối PACS mở khả phát phân loại điểm khác thường sớm máy tính Hạn chế hệ thống số gồm giá thành cao, độ phân giải tương phản cao hạn chế, giá trị lâm sàng chưa vượt trội so với kĩ thuật thường quy, tương tự Độ phân giải tương phản cao đạt hệ thống thảo luận vấn đề giới hạn sai số lấy mẫu cân nhắc Các đặc tinh giới hạn hệ thống số dùng X quang điện toán, caesium iodide CCDs, mảng ma trận với caesium iodide hay cảm biến selenium trình bày Ví dụ đưa hệ thống số cho máy chụp X quang vú X quang thường quy thể chúng trình bày theo thẩm định lâm sàng đo đạc hàm truyền đạt hiệu suất lượng tử Từ khóa: X quang số – X quang vú – X quang ngực Giới thiệu Ứng dụng cảm biến số vào chụp X quang phổ biến Chụp ảnh số trở thành bắt buộc nhiều bệnh viện mà thu số thay thu phim tăng sáng Chụp số bắt buộc lưu trữ ảnh hay truy cập ảnh PACS Bài giới thiệu thu số đưa vài ví dụ thể máy X quang vú X quang thường quy Chi tiết tìm tài iệu tham khảo Các vấn đề bàn đến giới hạn so sánh thu ảnh; hiển thị ảnh ưu điểm mềm không nhắc đến Ưu – Nhược điểm hệ thống số Hệ thống số có nhiều ưu điểm quan trọng so với hệ thống ảnh tương tự Quan trọng liên quan đến dải tần nhạy sáng hạn chế phim Điều X Quang số minh họa hình phần X quang vú, cho thấy đường cong đặc trưng điển hình, phim gamma hiệu suất phát lượng tử (DQE) hệ thống phim ảnh Sự tương phản có phim ảnh tỉ lệ với độ dốc đường cong đặc trưng, gamma phim, cao mật độ quang giới hạn Như việc lấy cường độ chiếu quang trọng, tương phản ảnh bị giảm Hơn nữa, hiệu suất phát lượng tử (DQE) hệ thống có giá trị cao chỗ có gamma phim cao Trong khoảng mật độ cao thấp ảnh, DQE giảm xuống thấp Cộng thêm DQE cao thường 0.3( cặp đường thẳng/mm) nên cân nhắc tiềm phát triển nâng cao khả giảm liều chiếu Hệ thống số có dải tần nhạy sáng rộng ảnh chụp dải chiếu xạ rộng Đó ưu điểm quan trọng, tránh việc chụp chụp lại ( quang trọng với X quang di động), có nghĩa cường độ chiếu giảm bớt trường hợp ảnh nhiễu chấp nhận Khả chụp liên tiếp có ích Ví dụ nay, phim phải xem lại trước hoàn thành chụp chiếu Một hạn chế khác tạo ảnh phim ảnh chỉnh sửa trước Điều dĩ nhiên khơng chụp số, mở khả xa giảm liều lượng cách sử dụng phổ lượng X quang cao điều chỉnh ảnh trước Và điểm khác thường ảnh số trực tiếp phát phân loại máy tính Hệ thống số có vấn đề gặp khó khăn kết hợp độ phân giải tương phản cao vào hệ thống phim kích cỡ pixel sử dụng hạn chế định lí lấy mẫu Nyquist (xem dưới) Trong thực nghiệm, vật thể nhỏ khơng thể có độ tương phản cao nhiễu ảnh có ảnh hưởng lớn đến khả phát Trong trường hợp NEQ (tỉ lệ tín nhiễu) định cường độ chiếu DQE Ta thấy hệ thống số có khơng có công vượt trội so với hệ thống ảnh phim Đặc tả công đánh giá Công yêu cầu chp hệ thống X quang số phân loại theo thống số NEQ, DQE, MTF, liều lượng dải nhạy sáng Với mục đích ước định, thơng số hệ thống số thường đem so sánh với hệ thống tương tự Vài thơng số khó đo đạc thay vào so sánh ảnh hình nộm khả nhận biết chi tiết X Quang số hình nộm Dù cách hữu ích khơng thể thay đánh giá lâm sàng Các đánh giá dựa kiểm tra vật thể lâm sàng, ví dụ dùng đường cong ROC, khó mà có thống kê đầy đủ Ở khơng có chỗ để thảo luận chi tiết công yêu cầu, nên so sánh yếu tố, sử dụng máy X quang vú làm ví dụ 3.1 Lấy mẫu Định lý Nyquist nói tần số lấy mẫu gấp đơi tần số thành phần cao ảnh Với máy X quang vú, muốn phát khối u đường kính khoảng 100µm, khoảng lấy mẫu 50µm, điểm ảnh Tuy nhiên thỏa mãn điều khơng thiết có nghĩa vật nhỏ làm cho nhìn thấy khơng có độ phân giải nội ( hay MTF tiền lấy mẫu) thu ảnh hay nhiễu Cũng nên biết thông tin ảnh cao tần số Nyquist dẫn đến sai số thông tin ảnh nhiễu1 3.2 Dải tần nhạy sáng Đối với phổ X quang điển hình X quang vú, độ suy giảm qua 6cm ngực vào khoảng 40 Độ tương phản ung thư biểu mô 3mm với mô chất béo khoảng 4%, dẫn đến độ nhiễu yêu cầu 1% Để có 1% nhiễu khoảng truyền dẫn 40:1 ta có độ nhạy sáng tối thiểu 4,000 12 bít ( chi tiết độ nhạy sáng tối thiểu X quang vú số, xem Maidment người khác2) Với thu 18x24cm2, độ sâu điểm ảnh 12 bit kích cỡ điểm ảnh 50µm, dung lượng tối thiểu ảnh chưa nén 25 Mb Hình 1: Biến thiên lượng photon Dữ liệu với Caesium iodide, gadolinium oxysulphide thu selenium dày 100µm X Quang số 3.3 Độ nhạy lượng tử DQE Để đạt DQE cao, điều quan trọng photon X quang bắn đến thu ảnh có tỉ lệ tương tác cao Hình cho thấy tính tốn khả tương tác thu khác dải lượng X quang vú mở rộng Cả dày 100µm, thu gadolinium oxysulphide có mật độ đóng gói 50% Sẽ thấy dải lượng này, hiệu suất thu Caesium iodide gadolinium oxysulphide vùng đỉnh K Selenium có đỉnh K 12keV nên có khả tương tác tốt với dải lượng Tương tác với photon tia X mở đầu câu chuyện Năng lượng hấp thu từ tia X phải chuyển hóa sang tín hiệu điện, sau số hóa Cả q trình bao gồm nhiều bước, bước lại làm tang nhiễu ảnh, làm giảm DQE3 Bộ thu số dùng phốt kích thích quang Hệ thống X quang điện toán (CR) xuất từ năm 80, sử dụng rộng rãi Hệ thống có phốt kích thích quang (thường barium fluorobromide với ion Eu2+ lắng chất nhựa) Khi phốt bị chiếu xạ, lượng hấp thu từ tia X tạo cặp lỗ electron Nhiều cặp kết hợp nhanh chóng, làm tăng phát huỳnh quang Dù vậy, có electron bị mắc kẹt chỗ khác hay điểm F vật liệu, gây ion Những chỗ kẹt siêu bền nên ảnh mờ xây dựng lên từ electron kẹt điểm F Khi chiếu xạ xong, đĩa bị kích thích chiếu laser tần số Nó trả tự cho electron bị kẹt, lượng giải phóng làm phát photon quang, photon phát để tạo ảnh Đĩa ảnh CR đặt cassette ảnh, giống cassette phim Để đọc ảnh, đĩa ảnh quét tia laser ổn định xuyên qua đĩa đường quét mẫu Ánh sáng phát thu lại dẫn quang phát nhân quang (Hình 2) Độ phân giải hệ thống CR bị giới hạn phổ biến đọc quang với đĩa ảnh kích cỡ tia laser Những cải tiến giải pháp thực đọc đĩa từ phía, hệ thống dùng cho X quang vú X Quang số Dải tần nhạy sáng hệ thống CR cao 104, ưu điểm quan trọng so sánh với hệ thống phim, phụ thuộc vào hệ thống cụ thể chọn điều kiện hoạt động, độ phân giải DQE không tốt Một đánh giá đầy đủ hệ thống CR, hạn chế tiềm đưa Rowlands4 Hình 2: Đọc đĩa ảnh CR mặt (ảnh dựa IPEM (2005) Bản quyền Viện vật lí kĩ thuật y tế năm 2005 Sao chép cho phép) Hệ thống Số trực tiếp Ảnh tạo hệ thống CR cho dùng sau cassette số bị chiếu xạ đem đến xử lí số để đọc Với vài hệ thống số, tín hiệu điện sinh từ tương tác với tia X đọc thời gian ngắn sau chiếu, ảnh xem Những hệ thống thường được gọi hệ thống số trực tiếp, dùng lưu huỳnh hay quang dẫn để hấp thụ tia X tới 5.1 Hệ thống số trực tiếp sử dụng phốt Hệ thống số trực tiếp dụng phốt phụ thuộc vào phát photon huỳnh quang phát từ phốt Phốt trộn caesium iodide hay gadolinium oxysulphide Caesium iodide cho độ phân giải tốt độ dày phốt “bẻ gãy” cấu trúc kênh tinh thể song song photon huỳnh quang phát phốt trước cảm biến photon quang Nó làm giảm lan truyền sang bên cạnh, điều xảy với huỳnh quang gadolinium oxysulphide Mặt khác, số photon quang sinh X Quang số từ tia X bị hấp thu gadolinium oxysulphide lớn caesium iodide, với mức độ yêu cầu trung bình 13 19eV5 photon quang bắn 5.1.1 Hệ thống sử dụng CCD Một lựa chọn cho phát photon huỳnh quang bắn từ phốt pha là sử dụng cảm biến CCD Nó bao gồm chuỗi điện cực hay cổng bán dẫn Một mảng tụ kim loại bán dẫn xuất hiện, trữ tốt với nguồn điện tích CCD hấp thu lượng tử quang “Ảnh điện tích” tạo từ tụ theo đường thẳng đọc cách truyền lượng từ tụ sang tụ theo đường Hiệu suất truyền cao bắt buộc Do kích thước giới hạn CCD, cần phải thêm vài hội tụ để giúp photon bay từ phốt sang CCD Điều thực được, ví dụ dùng thấu kính hay sợi quang Độ giảm quang với CCD dùng thấu kính lớn dùng sợi quang độ hội tụ Hệ thống DQE với cách nói mong chờ tốt Hình cho thấy hiệu suất thu quang với cách tiếp cận Dù cho có hội tụ, mảng CCD ( ví dụ mảng 3x4) dùng để có ma trận ảnh đủ lớn Một cách khác dùng đường thẳng mảng CCD hở để quét qua ảnh ảnh đọc chế độ chờ TDI7 5.1.2 Hệ thống sử dụng mảng ma trận động Ma trận động LCD cấu thành từ silic vơ định hình thường dùng hình laptop, thiết bị ma trận động cấu dạng khác CCD để phát huỳnh quang5 Một lớp CsI bốc thẳng lên ma trận động Mỗi điểm ảnh cấu diode quang, chuyển hóa photon huỳnh quang thành lượng điện Với điểm ảnh có vùng thiết bị liên quan cấu TFT( transitor phim mỏng) dùng cho đọc ảnh Do thiết bị chứa diode quang mạch điều khiển đọc nên có suy giảm hiệu suất, thường gọi “Hệ số bù” X Quang số Hình 3: Hiệu suất thu quang hệ thống sợi quang thấu kính cho khớp nối đến CCD (Dữ liệu từ Hejazi Trauernicht6) Ví dụ, hệ thống số cụ thể dùng đầu đọc ma trận động silicon vô định hình có khoảng lấy mẫu 100µm, điểm ảnh 87µm, dẫn đến “hệ số bù” 0.75, gây suy giảm độ nhạy lượng tử DQE Vấn đề trở nên quan trọng kích cỡ điểm ảnh giảm 5.2 Hệ thống số trực tiếp dùng quang dẫn Selenium Có thể thấy Hình selenium vơ định hình cho vào nhiều lớp để có hiệu suất hấp thu tia X cao cho lượng photon vừa phải Điều tính chất quang dẫn làm cho trở thành phần thiết bị tạo ảnh trực tiếp tạo điện tích sau tương tác với photon tia X ( không cần phải tạo photon huỳnh quang) Hiệu suất tích điện phụ thuộc vào cường độ điện trường selenium, giá trị điển hình 50eV electron/cặp lỗ Do di chuyển điện tích selenium theo chiều điện trường nên có lan sang bên thơng tin ảnh điện tích di chuyển từ điểm phát đến điểm đo Do có tiềm cho độ phân giải khơng gian hồn hảo Để đọc ảnh, selenium bay lên ma trận động silicon mà điểm ảnh điện cực đầu đọc điều khiển thơng qua TFT Công hệ thống số Như đề cập phần 3, công hệ thống x quang số X quang thường so sánh nhiều cách Chúng đưa ví dụ: so sánh lâm sàng sử dụng tỉ lệ phát ung thư so sánh vật lí dùng DQE MTF Việc sử dụng hệ thống màn/phim để máy X quang vú sử dụng rộng rãi, theo giới thiệu hệ X Quang số thống X quang vú số, cần so sánh công loại sử dụng Tỉ lệ phát ung thư vú thấp nên đòi hỏi thử nghiệm lâm sàng lớn Pisano et al.8 dựa vào phat ung thư vú 42760 cặp kiểm tra phim, phụ nữ nhận ảnh X quang vú số (DM) phim (SFM) Phát ung thư đo phạm vi đường cong ROC Kết liệt kê thưo nhóm: tất phụ nữ, phụ nữ 50, phụ nữ với ảnh X quang vú đặc Điểm khác biệt thấy DM SFM với nữ 50 ngực đặc thống kê chủ yếu 95% khoảng tin tưởng Samei Flynn9,10 so sánh thu số khác MTF DQE Vài kết thể hình với: DR1000, hệ thống dùng quang dẫn selenium dày 500µm điểm ảnh 139µm; XQ/i DiDi, hệ thống dùng phốt trộn CsI điểm ảnh 200µm; hệ thống CR với điểm ảnh 100µm Hình 4: MTF số (trước lấy mẫu) cho CR đặc trưng, hệ thống caesium iodide (XQ/i DiDi) selenium ( liệu từ Samei Flynn9,10) X Quang số Hình 5: DQE với CR đặc trưng, hệ thống dùng caesium iodide (XQ/i), selenium (Dữ liệu từ Samei Flynn9,10 ) Hình cho thấy MTF hệ thống dựa Csl tăng cường nhân tạo nhà sản xuất, dù hệ thống dựa selenium có MTF tốt Ưu không chuyển sang cho DQE đo chất lượng tia IEC 115kVp, nơi mà hệ thống XQ/i thể tốt với tần số Nyquist 2.5 vòng mm Kết mong chờ từ tính chất hấp thu tia X thể hình Với ví dụ cụ thể CR có MTF DQE tệ Tài liệu tham khảo: 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 Maidment, A.D.A., Fahrig, R., and Yaffe, M.J., 1993, Dynamic range requirements in digital mammography, Med Phys.20 1621–1633 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 Rowlands,J.A.,2002,Thephysicsofcomputedradiography,Phys.Med.Biol.47R123–R166 Yaffe, M.J and Rowlands, J.A., 1997, X-ray detectors for digital radiography, Phys Med Biol.42 1–39 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 X Quang số Tesic,M.M.,FisherPiccaro,M.,andMunder,B.,1999,Full field digital mammography scanner Eur J Radiol.31 2–17 Pisano,E.D.,Gatsonis,C.,Hendrick,E.,etal.,2005,Diagnostic performance of digital versus film mammography for breast-cancer screening, NEJM353 1773–1783 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 B ƯU ĐIỂM CỦA X QUANG SỐ: NGUYÊN TẮC VẬT LÝ VÀ TỔNG QUAN HỆ THỐNG1 10 ( ví dụ kích cỡ điểm ảnh) Tuy nhiên với tối ưu hóa xử lí biến, thiếu hụt độ phân giải khơng gian làm phần ảnh hưởng(53) Thay đổi tính xử lí ảnh số khơng đáng kể Nếu tính nâng cấp, khác giảm xuống, nên gây che phủ khơng mong muốn tính liên quan đến chẩn đốn Vì xử lí ảnh phải tối ưu hóa cẩn thận hệ thống X quang số Thêm nữa, thuật toán phải theo khu vực giải phẫu – có nghĩa là, ví dụ chuẩn khác yêu cầu chụp X quang ngực bên, sau, trước Phần mềm xử lí ảnh thường kèm với cảm biến thay phần mềm khác Tổng quát lại, cách xếp cho phép thuật tốn xử lí tối ưu hóa với cảm biến đặc thù khơng loại trừ khả dùng gói phần mềm khác nâng cao chất lượng hình ảnh Một nghiên cứu Prokop Schaefer-Prokop(53) cung cấp nhìn sâu khả kĩ thuật xử lí ảnh số Hình 7: Ảnh sau xử lí Ảnh ngồi bên trái ảnh thơ ban đầu chưa qua xử lí Ba cịn lại qua xử lí số cách khác để thể ảnh hưởng công cụ phần mềm đa dạng hiển thị ảnh Nâng cao tương phản ( ảnh thứ hai từ trái sang) làm cấu trúc giải phẫu dễ nhìn phân biệt, giảm tương phản ( ảnh thứ ba từ trái sang) dẫn đến cấu trúc nhìn mượt mà, mở rộng đường biên (ảnh cuối) cung cấp nhìn rõ rang trúc xương Các khía cạnh chất lượng ảnh Bảng cho thấy vài đặc tính kĩ thuật liên quan hệ thống X quang khác Kích cỡ điểm ảnh, Ma trận Kích cỡ cảm biến Ảnh số cấu thành từ nguyên tố hình ảnh, hay điểm ảnh Một tập hợp hai chiều điểm ảnh ảnh gọi ma trận, thường thể qua độ dài chiều rộng ( điểm ảnh) (Bảng 2) Độ phân giải khơng gian tối đa đạt ( tần số Nyquist, số vòng milimet) xác định cỡ điểm ảnh khoảng cách Kích cỡ điểm ảnh bé ( hay ma trận lớn hơn) độ phân giải tối đa cao Kích cỡ tổng thể cảm biến định cảm biến có phù hợp với tất ứng dụng lâm sàng hay khơng Vùng cảm biến to cần cho chụp ngực chụp đầu Trong hệ thống dùng cassette, sử dụng kích cỡ khác Độ phân giải không gian Độ phân giải không gian hiểu độ tách biệt nhỏ vật thể có tương phản cao xử lí Trong cảm biến số, độ phân giải không gian xác định giới hạn kích cỡ điểm ảnh nhỏ Tăng liều chiếu xạ đến cảm biến không làm nâng cao độ phân giải không gian tối đa Mặt khác, tán xạ tia X photon ánh sáng đến cảm biến có ảnh hưởng đến độ phân giải khơng gian Do vậy, độ phân giải không gian nội cảm biến chuyển đổi trực tiếp selenium cao cảm biến chuyển đổi gián tiếp Chất nhấp nháy có cấu trúc có nhiều ưu điểm so với chất nhấp nháy khơng cấu trúc Theo định lí Nyquist, cho kích cỡ điểm ảnh a, độ phân giải khơng gian tối đa a/2 Với kích cỡ điểm ảnh 200µm tần số khơng gian tối đa 2.5 vịng/mm Dải chẩn đốn X quang thường quy từ đến vòng/mm (34,54); hệ cũ dùng phim phốt không đạt tiêu chuẩn (Bảng 2) Với X quang vú số, độ phân giải không gian chẩn đoán kiến nghị cao đáng kể ( >5 vòng/mm), cho thấy cần thiết cảm biến thiết kế đặc biệt có kích cỡ điểm ảnh nhỏ độ phân giải cao (11) Hàm truyền điều chế Hàm truyền điều chế (MTF) khả truyền điều chế tín hiệu vào tần số không gian cho trước đến đầu cảm biến(55) Trong X quang, vật thể có kích cỡ khác độ mờ hiển thị với giá trị thang màu xám khác ảnh MTF phải làm việc với hiển thị tương phản kích cỡ vật Đặc biệt hơn, MTF có nhiệm vụ chuyển giá trị độ tương phản vật thể khác ( độ tương phản vật) thành mức cường độ tương phản ảnh ( độ tương phản ảnh) Với tạo ảnh thường, chi tiết liên quan nằm khoảng đến vòng/mm, kiến nghị giá trị MTF cao MTF hữu hiệu với đo độ phân giải thật hay độ phân giản hiệu quả, độ mờ tương phản dải tần không gian Giá trị MTF cảm biến đo thảo luận sâu xa Illers et al.(56) Dải tần nhạy sáng Dải tần nhạy sáng tín hiệu phản hồi đo từ cảm biến bị chiếu tia X (55) Trong kết cấu –phim thường, đồ thị dải tần nhạy sáng hình S dải phơi sáng hẹp phim làm đen tối đa (Hình 8); đó, phim có độ chịu đựng thấp với độ phơi sáng cao hay thấp yêu cầu, dẫn đến phơi sáng hỏng hay ảnh không đủ chất lượng Với cảm biến số, dải tần nhạy sáng dải phơi sáng tia X để có ảnh đủ chất lượng Các cảm biến số có dải tần nhạy sáng cao tuyến tính hơn, thực nghiệm lâm sàng, loại bỏ nguy phơi sáng hỏng Một ảnh hưởng tích cực dải tần nhạy sáng rộng khác biệt hấp thụ mô khác ( ví dụ xương với mơ mềm) hiển thị ảnh mà không cần thêm ảnh khác Mặt khác, chức cảm biến nâng cao liều chiếu xạ tăng, cần phải lưu ý để bệnh nhân không bị chiếu xạ nhiều mức cần thiết để có ảnh đủ để chẩn đốn Hình 8: Đồ thị biểu diễn dải tần nhạy sáng màn-phim cảm biến số Hệ thống phim có giới hạn chịu đựng với chiếu xạ, dẫn đến đường cong dốc bó sát, cịn đường cong cảm biến số dốc che phủ khoảng rộng Kết tín hiệu phản hồi tối ưu xuất dải phơi sáng rộng cảm biến số, so với màn-phim Hiệu suất cảm biến lượng tử Hiệu suất cảm biến lượng tử (DQE) tham số vật lí liên quan đến chất lượng ảnh X quang hiểu hiệu suất cảm biến việc chuyển đổi lượng tia X tới thành tín hiệu ảnh DQE tính cách so sánh tỉ lệ tín hiệu nhiễu đầu cảm biến với tỉ lệ đầu vào hàm tần số không gian (55) DQE phụ thuộc vào liều chiếu xạ, tần số không gian, MTF, chất liệu làm cảm biến Chất lượng ( áp dịng) tia X có ảnh hướng quan trọng đến DQE(41) Giá trị DQE cao cho thấy cần chiếu xạ để có ảnh tốt; nâng cao DQE giữ nguyên liều chiếu tăng chất lượng ảnh Hình 9: Đồ thị biểu diễn đường cong DQE cảm biến số CR1 phim phốt cấu trúc đinh máy quét theo đường thẳng (MD5.0/DX-S; Agfa-Gevaert, Mortsel, Belgium), CR2 phim phốt không cấu trúc máy quét điểm di động (MD40/ADC Compact, Agfa-Gevaert), Indirect FPD cảm biến CsI (Pixium4600;Trixell, Moirans, France), Direct FPD cảm biến selenium (DR 9000; Kodak, Rochester, NY) Cảm biến lí tưởng có DQE 1, tức tất lượng chiếu xạ hấp thu chuyển hóa thành thông tin ảnh Trong thực nghiệm, DQE cảm biến số giới hạn khoảng 0.45 0.5 vòng/mm ( hình 9) Trong vài năm nay, nhiều phương pháp đo DQE phát hành (41), làm cho so sánh giá trị DQE vơ khó khăn Năm 2003, chuẩn IEC62220-1 giới thiệu để chuẩn hóa phương pháp đo DQE làm chúng so sánh Đường cong DQE cảm biến số biểu diễn hình Hệ thống phim có DQE ngang với cảm biến CR2 hình Chiếu xạ Nói chung, giá trị DQE hầu hết cảm biến số cao phim, ngồi cịn mang đến chất lượng ảnh tốt hơn, cảm biến số có tiềm giảm thiểu đáng kể liều chiếu xạ lên bệnh nhân mà không ảnh hưởng đến chất lượng ảnh Nhiều nỗ lực thực để tối ưu hóa chất lượng ảnh chiếu xạ X quang số Cách rõ rang để tối thiểu hóa liều chiếu xạ giảm tối đa số lần chiếu hỏng ảnh chụp thêm Sự giảm thiểu thực dải tần nhạy sáng rộng cảm biến số so với kết hợp màn-phim thông thường Chưa hết, dải tần nhạy sáng rộng làm giảm chút liều chiếu đến bệnh nhân Do giảm lượng chiếu xạ cần thiết để có ảnh dùng được, chiếu xạ khơng cần thiết trực tiếp loại bỏ Chỉ có vài nghiên cứu có nghiên cứu khả thi giảm liều chiếu xạ với máy X quang dùng đĩa phim phốt Heyne et al (57-59) công bố nghiên cứu giảm thiẻu chiếu xạ X quang số mẫu vật sọ, tay, xương chậu, cột sống thắt lưng sử dụng hệ thống CR chuẩn Trong nghiên cứu, tác giả kết luận giảm thiểu liều phơi sáng với hệ thống phim phốt đến mức độ đấy, tùy thuộc vào vấn đề lâm sàng tính chất lâm sàng Các kết chứng thực thử nghiệm khác dùng mẫu cổ tay bị gãy (60) Busch et al (61) so sánh hệ thống phim phốt với hệ thống cảm biến liều chiếu xạ khác mẫu X quang tương phản thấp, tay, bụng, ngực Các tác giả tìm độ giảm thiểu liều chiếu phim phốt bị giới hạn định lâm sàng định dùng vượt giới hạn thực nghiệm lâm sàng vài phát ngẫu nhiên bị che tăng nhiễu ảnh ảnh phơi sáng (61) Độ giảm phơi sáng hợp lí yêu cầu tỉ lệ chẩn đốn thiếu tối thiểu hóa Khơng giống hệ thống phim phốt pho, hệ thống DR có tiềm cao nhiều giảm liều phơi sáng có hiệu suất lượng tử vượt trội Rất nhiều nghiên cứu cho thấy liều chiếu thấp đáng kể cần thiết cho mô tả tương đương chi tiết giải phẫu với cảm biến với phim phốt phim môi trường lâm sàng khác nhau, bao gồm X quang chi ngực ( 16,17,22–25,27, 32,35,37,40, 43 ,45, 47,49, 51, 52, 62–65) Trong hầu hết nghiên cứu, cảm biến chuyển đổi gián tiếp cho thấy tiềm cao để giảm liều chiếu xạ, bối cảnh lâm sàng Đã có nhiều nghiên cứu so sánh cảm biến số ứng dụng tương tự (16,17) Các tác giả nghiên cứu kết luận cảm biến đạt kết tốt tạo ảnh phơi sáng ít, sau hệ thống DR hệ thống trống selenium CCD Mặc dù hầu hết nghiên cứu đồng ý với xếp hạng hệ thống độ giảm thiểu liều chiếu, tổng tỉ lệ phần trăm giảm kiến nghị thay đổi đáng kể (64) Do yêu cầu tối đa hóa chất lượng ảnh khác phòng ban tiến hành nghiên cứu, khuyến nghị chung cho tạo ảnh phơi sáng tối ưu với chi tiết định đưa Tổng kết lại, giảm thiểu liều chiếu xạ X quang số dùng cảm biến khả thi, đến mức độ cịn phụ thuộc tình lâm sàng Các báo cáo tăng liều chiếu với X quang số quan tâm đến X quang ngực với phim phốt (66,67) Một lí cho phát trái ngược rõ ràng tốc độ biến thiên hiệu hệ thống CR sẵn sàng người chụp để chấp nhận nhiều nhiễu vài ảnh có từ hệ thống này(66) Một lí khác nghiên cứu cơng bố năm 2000, cịn dùng hệ cũ phim phốt máy quét Một nghiên cứu Geijer et al (68) một Geijer (69) mơ tả tăng liều chiếu tạo ảnh vẹo cột sống với cảm biến chuyển đổi trực tiếp Phát đưa vào quan điểm thực tế tối ưu hóa hệ thống DR mang lại chất lượng ảnh tốt hẳn so với phơi sáng (69) Các công nghệ định hướng tương lai Hệ thống phim phốt máy quét nghiên cứu để dùng CR Các phốt cấu trúc, tinh thể chúng mọc thành dạng đinh, che chất kính hay nhơm mà khơng có vật liệu kết dính tinh thể (70,71) Kĩ thuật giúp đóng gói phốt chặt giảm kích cỡ điểm ảnh, làm cho giá trị DQE cao ngang với hệ thống cảm biến chuyển đổi gián tiếp ( Hình ) (70,72,73) Thêm nữa, ảnh quét hàng hệ thống nên thời gian quét ngắn Các máy quét theo đường đọc điểm ảnh đường thời gian dài thời gian quét giữ nguyên so với máy quét điểm di động Máy quét điểm di động làm cho ánh sáng phát sản sinh tín hiệu cao Các nghiên cứu lâm sàng ban đầu X quang ngực với hệ thống cho thấy chất lượng ngang với hệ thống CR không cấu trúc đại với liều chiếu giảm xuống 50% (72) Với đời thiết bị di động, hệ thống cảm biến trở nên linh hoạt thay hệ thống CR (8,42,43) Tuy nhiên chất lượng ảnh từ thiết bị di động phải nghiên cứu sâu so sánh với chất lượng ảnh từ hệ thống dùng phim phốt Một ứng dụng hứa hẹn khác sử dụng cảm biến nhạy sáng phép soi X quang (9,55) Các nghiên cứu sử dụng hệ thống thể chất lượng ảnh cải thiện giảm liều chiếu tới bệnh nhân (74,75), báo cáo không cho thấy giảm liều chiếu xạ(76) Sự nâng cao DQE tỉ lệ tín hiệu nhiễu cảm biến dẫn tới giảm liều chiếu nhều hay tăng chất lượng ảnh Kiến trúc mảng đọc tối ưu cách giảm kích cỡ mạch điểm ảnh Kết luận Tương lai X quang kĩ thuật số Các ưu điểm X quang số hệ thống tạo ảnh khác thảo luận rộng rãi Một lượng lớn báo khoa học viết X quang số công bố 25 năm quan trọng đề tài bác sĩ X quang Tài liệu tham khảo Kruger RA, Mistretta CA, Crummy AB, et al Digital K-edge subtraction radiography Radiology 1977;125:243–245 Ovitt TW, Christenson PC, Fisher HD 3rd, et al Intravenous angiography using digital video subtraction: x-ray imaging system AJR Am J Roentgenol 1980;135:1141–1144 Moore R Computed radiography Med Electron 1980;11:78–79 Neitzel U, Maack I, Gunther-Kohfahl S Image quality of a digital chest radiography system based on a selenium detector Med Phys 1994;21:509– 516 Antonuk LE, Yorkston J, Huang W, et al A realtime, flat-panel, amorphous silicon, digital x-ray imager RadioGraphics 1995;15:993–1000 Zhao W, Rowlands JA X-ray imaging using amorphous selenium: feasibility of a flat panel selfscanned detector for digital radiology Med Phys 1995;22:1595–1604 Kandarakis I, Cavouras D, Panayiotakis GS, et al Evaluating x-ray detectors for radiographic applications: a comparison of ZnSCdS:Ag with Gd2O2S:Tb and Y2O2S:Tb screens Phys Med Biol 1997;42:1351–1373 Puig S Digital radiography of the chest in pediatric patients [in German] Radiologe 2003;43: 1045–1050 Choquette M, Demers Y, Shukri Z, et al Performance of a real-time selenium-based x-ray detector for fluoroscopy Proc SPIE 2001;4320:501– 508 10 Colbeth R, Boyce S, Fong R, et al 40 30 cm flat-panel imager for angiography, R&F, and conebeam CT applications Proc SPIE 2001;4320:94– 102 11 Mahesh M AAPM/RSNA physics tutorial for residents Digital mammography: an overview RadioGraphics 2004;24:1747–1760 12 Rowlands JA The physics of computed radiography Phys Med Biol 2002;47:R123–R166 13 Bernhardt TM, Otto D, Reichel G, et al Detection of simulated interstitial lung disease and catheters with selenium, storage phosphor, and filmbased radiography Radiology 1999;213:445–454 14 Kirchner J, Stueckle CA, Schilling EM, et al Efficacy of daily bedside chest radiography as visualized by digital luminescence radiography Australas Radiol 2001;45:444–447 15 Schaefer-Prokop CM, Prokop M Storage phosphor radiography Eur Radiol 1997;7:58– 65 16 Veldkamp WJ, Kroft LJ, Boot MV, et al Contrastdetail evaluation and dose assessment of eight digital chest radiography systems in clinical practice Eur Radiol 2006;16:333–341 17 Kroft LJ, Veldkamp WJ, Mertens BJ, et al Comparison of eight different digital chest radiography systems: variation in detection of simulated chest disease AJR Am J Roentgenol 2005;185:339– 346 18 Ono K, Yoshitake T, Akahane K, et al Comparison of a digital flat-panel versus screenfilm, photofluorography and storage-phosphor systems by detection of simulated lung adenocarcinoma lesions using hard copy images Br J Radiol 2005; 78:922–927 19 Uffmann M, Prokop M, Eisenhuber E, et al Computed radiography and direct radiography: influence of acquisition dose on the detection of simulated lung lesions Invest Radiol 2005;40: 249–256 20 Uffmann M, Schaefer-Prokop C, Neitzel U, et al Skeletal applications for flat-panel versus storagephosphor radiography: effect of exposure on detection of low-contrast details Radiology 2004; 231:506–514 21 Ganten M, Radeleff B, Kampschulte A, et al Comparing image quality of flat-panel chest radiography with storage phosphor radiography and film-screen radiography AJR Am J Roentgenol 2003;181:171–176 22 Ludwig K, Henschel A, Bernhardt TM, et al Performance of a flat-panel detector in the detection of artificial erosive changes: comparison with conventional screen-film and storage-phosphor radiography Eur Radiol 2003;13:1316–1323 23 Fischbach F, Ricke J, Freund T, et al Flat panel digital radiography compared with storage phosphor computed radiography: assessment of dose versus image quality in phantom studies Invest Radiol 2002;37:609–614 24 Herrmann A, Bonel H, Stabler A, et al Chest imaging with flat-panel detector at low and standard doses: comparison with storage phosphor technology in normal patients Eur Radiol 2002;12:385– 390 25 Ludwig K, Lenzen H, Kamm KF, et al Performance of a flat-panel detector in detecting artificial bone lesions: comparison with conventional screen-film and storage-phosphor radiography Radiology 2002;222:453–459 26 Goo JM, Im JG, Lee HJ, et al Detection of simulated chest lesions by using soft-copy reading: comparison of an amorphous silicon flat-paneldetector system and a storagephosphor system Radiology 2002;224:242–246 27 Kim TS, Im JG, Goo JM, et al Detection of pulmonary edema in pigs: storage phosphor versus amorphous selenium-based flat-panel-detector radiography Radiology 2002;223:695–701 28 Rong XJ, Shaw CC, Liu X, et al Comparison of an amorphous silicon/cesium iodide flatpanel digital chest radiography system with screen/film and computed radiography systems: a contrastdetail phantom study Med Phys 2001;28:2328– 2335 29 Goo JM, Im JG, Kim JH, et al Digital chest radiography with a selenium-based flat-panel detector versus a storage phosphor system: comparison of soft-copy images AJR Am J Roentgenol 2000;175: 1013–1018 30 Yaffe MJ, Rowlands JA X-ray detectors for digital radiography Phys Med Biol 1997;42:1–39 31 Fischbach F, Freund T, Pech M, et al Comparison of indirect CsI/a:Si and direct a:Se digital radiography: an assessment of contrast and detail visualization Acta Radiol 2003;44:616–621 32 Ramli K, Abdullah BJ, Ng KH, et al Computed and conventional chest radiography: a comparison of image quality and radiation dose Australas Radiol 2005;49:460–466 33 Zhao W, Ji WG, Debrie A, et al Imaging performance of amorphous selenium based flatpanel detectors for digital mammography: characterization of a small area prototype detector Med Phys 2003;30:254–263 34 Chotas HG, Dobbins JT 3rd, Ravin CE Principles of digital radiography with large-area, electronically readable detectors: a review of the basics Radiology 1999;210:595–599 35 Kroft LJ, Geleijns J, Mertens BJ, et al Digital slotscan charge-coupled device radiography versus AMBER and Bucky screen-film radiography for detection of simulated nodules and interstitial disease in a chest phantom Radiology 2004;231: 156–163 36 Veldkamp WJ, Kroft LJ, Mertens BJ, et al Digital slot-scan charge-coupled device radiography versus AMBER and Bucky screen-film radiography: comparison of image quality in a phantom study Radiology 2005;235:857–866 37 Pascoal A, Lawinski CP, Mackenzie A, et al Chest radiography: a comparison of image quality and effective dose using four digital systems Radiat Prot Dosimetry 2005;114:273–277 38 Noel A, Thibault F Digital detectors for mammography: the technical challenges Eur Radiol 2004;14:1990–1998 39 Kotter E, Langer M Digital radiography with large-area flat-panel detectors Eur Radiol 2002; 12:2562–2570 40 Strotzer M, Gmeinwieser J, Volk M, et al Clinical application of a flat-panel X-ray detector based on amorphous silicon technology: image quality and potential for radiation dose reduction in skeletal radiography AJR Am J Roentgenol 1998;171:23– 27 41 Illers H, Buhr E, Hoeschen C Measurement of the detective quantum efficiency (DQE) of digital X-ray detectors according to the novel standard IEC 62220–1 Radiat Prot Dosimetry 2005;114: 39–44 42 Rapp-Bernhardt U, Bernhardt TM, Lenzen H, et al Experimental evaluation of a portable indirect flat-panel detector for the pediatric chest: comparison with storage phosphor radiography at different exposures by using a chest phantom Radiology 2005;237:485– 491 43 Rapp-Bernhardt U, Roehl FW, Esseling R, et al Portable flat-panel detector for low-dose imaging in a pediatric intensive care unit: comparison with an asymmetric film-screen system Invest Radiol 2005;40:736–741 44 Chotas HG, Ravin CE Digital chest radiography with a solid-state flat-panel x-ray detector: contrast-detail evaluation with processed images printed on film hard copy Radiology 2001;218: 679–682 45 Fink C, Hallscheidt PJ, Noeldge G, et al Clinical comparative study with a large-area amorphous silicon flat-panel detector: image quality and visibility of anatomic structures on chest radiography AJR Am J Roentgenol 2002;178:481–486 46 Floyd CE Jr, Warp RJ, Dobbins JT 3rd, et al Imaging characteristics of an amorphous silicon flatpanel detector for digital chest radiography Radiology 2001;218:683–688 47 Geijer H, Beckman KW, Andersson T, et al Image quality vs radiation dose for a flatpanel amorphous silicon detector: a phantom study Eur Radiol 2001;11:1704–1709 48 Okamura T, Tanaka S, Koyama K, et al Clinical evaluation of digital radiography based on a largearea cesium iodide-amorphous silicon flat-panel detector compared with screenfilm radiography for skeletal system and abdomen Eur Radiol 2002;12:1741–1747 49 Strotzer M, Volk M, Reiser M, et al Chest radiography with a large-area detector based on cesiumiodide/amorphous-silicon technology: image quality and dose requirement in comparison with an asymmetric screen-film system J Thorac Imaging 2000;15:157–161 50 Strotzer M, Volk M, Wild T, et al Simulated bone erosions in a hand phantom: detection with conventional screen-film technology versus cesium iodide-amorphous silicon flatpanel detector Radiology 2000;215:512–515 51 Volk M, Strotzer M, Holzknecht N, et al Digital radiography of the skeleton using a largearea detector based on amorphous silicon technology: image quality and potential for dose reduction in comparison with screen-film radiography Clin Radiol 2000;55:615– 621 52 Bacher K, Smeets P, Bonnarens K, et al Dose reduction in patients undergoing chest imaging: digital amorphous silicon flat-panel detector radiography versus conventional film-screen radiography and phosphor-based computed radiography AJR Am J Roentgenol 2003;181:923–929 53 Prokop M, Schaefer-Prokop CM Digital image processing Eur Radiol 1997;7:73–82 54 Neitzel U Status and prospects of digital detector technology for CR and DR Radiat Prot Dosimetry 2005;114:32–38 55 Spahn M Flat detectors and their clinical applications Eur Radiol 2005;15:1934–1947 56 Illers H, Buhr E, Gunther-Kohfahl S, et al Measurement of the modulation transfer function of digital X-ray detectors with an opaque edge-test device Radiat Prot Dosimetry 2005;114:214– 219 57 Heyne JP, Merbold H, Sehner J, et al The reduction of the radiation dosage by means of storage phosphor-film radiography compared to a conventional film-screen system with a grid cassette on a skull phantom [in German] Rofo 1999;171:54– 59 58 Heyne JP, Merbold H, Sehner J, et al Reduction of radiation dosage by using digital luminescence radiography on a hand phantom [in German] Rofo 2000;172:386–390 59 Heyne JP, Sehner J, Neumann R, et al Reduction of radiation exposure by using storage phosphor radiography on pelvis and lumbar spine [in German] Rofo 2002;174:104–111 60 Peer R, Lanser A, Giacomuzzi SM, et al Storage phosphor radiography of wrist fractures: a subjective comparison of image quality at varying exposure levels Eur Radiol 2002;12:1354–1359 61 Busch HP, Busch S, Decker C, et al Image quality and exposure dose in digital projection radiography Rofo 2003;175:32–37 62 Strotzer M, Volk M, Frund R, et al Routine chest radiographyusingaflatpaneldetector:imagequalityatstandarddetectordoseand33%dose reduction AJR Am J Roentgenol 2002;178:169–171 63 Hosch WP, Fink C, Radeleff B, et al Radiation dose reduction in chest radiography using a flatpanel amorphous silicon detector Clin Radiol 2002;57:902–907 64 Neofotistou V, Tsapaki V, Kottou S, SchreinerKaroussou A, Vano E Does digital imaging decrease patient dose? a pilot study and review of the literature Radiat Prot Dosimetry 2005;117:204– 210 65 Volk M, Strotzer M, Gmeinwieser J, et al Flatpanel x-ray detector using amorphous silicon technology: reduced radiation dose for the detection of foreign bodies Invest Radiol 1997;32:373–377 66 Heggie JC, Wilkinson LE Radiation doses from common radiographic procedures: a ten year perspective Australas Phys Eng Sci Med 2000;23: 124–134 67 Weatherburn GC, Bryan S, Davies JG Comparison of doses for bedside examinations of the chest with conventional screen-film and computed radiography: results of a randomized controlled trial Radiology 2000;217:707–712 68 Geijer H, Beckman K, Jonsson B, et al Digital radiography of scoliosis with a scanning method: initial evaluation Radiology 2001;218:402–410 69 Geijer H Radiation dose and image quality in diagnostic radiology: optimization of the dose-image quality relationship with clinical experience from scoliosis radiography, coronary intervention and a flat-panel digital detector Acta Radiol Suppl 2002;43:1–43 70 Leblans P, Struye L, Willems P A new needlecrystalline computed radiography detector J Digit Imaging 2000;13:117–120 71 Schillinger B, Baumann J, Gebele H, et al A new fast and large area neutron detector using a novel image plate readout technique Appl Radiat Isot 2004;61:451–454 72 Korner M, Wirth S, Treitl M, et al Initial clinical results with a new needle screen storage phosphor system in chest radiograms Rofo 2005;177:1491– 1496 73 Frankenberger J, Mair S, Herrmann C, Lamotte J, Fasbender R Reflective and transmissive CR ScanHead technology on needle image plates Proc SPIE 2005;5745:499–510 74 Suzuki S, Furui S, Kobayashi I, et al Radiation dose to patients and radiologists during transcatheter arterial embolization: comparison of a digital flat-panel system and conventional unit AJR Am J Roentgenol 2005;185:855–859 75 Vano E, Geiger B, Schreiner A, et al Dynamic flat panel detector versus image intensifier in cardiac imaging: dose and image quality Phys Med Biol 2005;50:5731–5742 76 Trianni A, Bernardi G, Padovani R Are new technologies always reducing patient doses in cardiac procedures? Radiat Prot Dosimetry 2005;117: 97–101 ... trình tạo ảnh, tiêu chất lượng ảnh lượng chiếu x? ?? Chúng bàn kĩ thuật quan điểm X quang số tương lai X quang vú số review RadioGraphics (11) Ngun tắc vật lí X quang số Các nguyên tắc vật lí X quang. .. thập kỉ qua, X quang số thay X quang phim nhiều khoa X quang Ngày nay, nhà sản xuất cung cấp vô số giải pháp tạo ảnh số dựa phong phú loại cảm biến kĩ thuật đọc ảnh Các loại cảm biến số cho phép... triển X quang số cho thấy Bảng Thực nghiệm chụp mạch x? ?a lần đầu năm 1977 Kruger et al (1) giới thiệu vào sử dụng lâm sàng với vị hệ thống tạo ảnh số vào năm 1980 (2) Với X quang 11 X Quang số thường