Bộ dò tia X cho chụp X quang số

Bộ dò tia X cho chụp X quang số M J Yaffe and J A Rowlands Chương trình nghiên cứu hình ảnh, Trung tâm Khoa học Y tế Sunnybrook, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5 Nhận ngày 29 Tháng Ba năm 1996, ở dạng cuối cùng 16 tháng 8 năm 1996 Tóm tắt Chụp X quang số cung cấp tiềm năng việc cải tiến chất lượng hình ảnh cũng như tạo cơ hội để nâng cao việc quản lí chuẩn đoán, máy tính hỗ trợ trong ý tế Chất lượng ảnh liên quan mật thiết tới việc tóm lược và thu được thông.

Bộ dò tia X cho chụp X quang số M J Yaffe and J A Rowlands Chương trình nghiên cứu hình ảnh, Trung tâm Khoa học Y tế Sunnybrook, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5 Nhận ngày 29 Tháng Ba năm 1996, dạng cuối 16 tháng năm 1996 Tóm tắt Chụp X quang số cung cấp tiềm việc cải tiến chất lượng hình ảnh tạo hội để nâng cao việc quản lí chuẩn đốn, máy tính hỗ trợ ý tế Chất lượng ảnh liên quan mật thiết tới việc tóm lược thu thơng tin xác từ chum tia X truyền đạt qua bệnh nhân đến việc thể máy đo X quang Máy dò cho X quang số phải đáp ứng nhu cầu phương pháp phóng xạ cụ thể nơi chúng sử dụng Thơng số chính: độ phân giải, tính thống đáp ứng, độ nhạy tương phản, phạm vi lượng, tốc độ đạt tỉ lệ khung hình Những khái niệm vật lí trình bày X quang số lại sau Những chi tiết đầy triển vọng cơng nghệ phát dị tím thực nghiệm phù hợp với X quang số xem xét Giới thiệu Những lợi ích việc thâu lại hình ảnh X-quang y tế dạng kỹ thuật số nhanh chóng trở nên rõ ràng sau đời chụp cắt lớp điện toán (CT) Hounsfield (1973) Những lợi ích bao gồm độ xác cao ghi thơng tin, tăng tính linh hoạt đặc tính hiển thị dễ dàng truyền tải hình ảnh từ địa điểm khác mạng truyền thơng Chụp cắt lớp điện tốn ứng dụng phức tạp chụp X quang kỹ thuật số, gần hơn, phương pháp kỹ thuật số để đơn giản, kỹ thuật hình ảnh thống chụp động mạch chiếu chụp X quang thơng thường siêu âm hình ảnh y học hạt nhân phát triển Một phần lý cho niên biểu CT chấp nhận lợi ích rõ ràng chụp cắt lớp lớp thật khả CT để hiển thị khác biệt tinh tế suy giảm mô Những mong muốn lấn át cho độ phân giải khơng gian cao mà khơng đạt với máy dị thơ lực máy tính hạn chế có sẵn thời điểm đó, mà đạt với hình ảnh chiếu X quang tiêu chuẩn Sự phát triển công nghệ phát cải thiện, mạnh mẽ nhiều máy tính, hình kỹ thuật số có độ phân giải cao thiết bị đầu laser cần thiết trước chụp X quang kỹ thuật số tiến Ban đầu, người ta nghĩ chụp X quang kỹ thuật số phải phù hợp với hạn chế hiệu suất phân giải không gian ảnh sở film Tuy nhiên, hình ảnh phim thường bị hạn chế thiếu vĩ độ tiếp xúc đường đặc tính phim tiếng ồn kết hợp với chi tiết phim sử dụng hiệu xạ tới Kinh nghiệm gợi ý giới hạn độ phân giải lớn không quan trọng khả cung cấp độ tương phản hình ảnh tuyệt vời vĩ độ rộng phơi nhiễm tia X cho tất tần số không gian lên đến độ phân giải giới hạn khiêm tốn (Yaffe 1994) Một hệ thống X quang kỹ thuật số cung cấp hiệu suất vậy, cho phép thực kỹ thuật hình ảnh máy tính xử lý, lưu trữ kỹ thuật số truyền hình ảnh khai thác thơng tin định lượng hữu ích y tế từ hình ảnh Trong lịch sử, có quan tâm lớn việc phát triển hệ thống hình ảnh kỹ thuật số cho chụp X quang ngực điểm hạn chế hệ thống phim hình việc cung cấp đầy đủ miền độ tương phản đồng thời tốt phổi vùng trung thất mong muốn thực tính xử lý hình ảnh , truyền thơng ảnh lưu trữ truy xuất hệ thống kỹ thuật số (PACS) TESIC et al (1983) mô tả hệ thống kỹ thuật số đơn dòng quét cho chụp X quang ngực mà sử dụng mảng 1024 diode quang rời rạc với phốt - Gadox (Gd2O2S) Điều đòi hỏi thời gian quét 4,5 s cung cấp độ phân giải không gian hạn chế chu kỳ / mm Goodman et al (1988) Fraser et al (1989) xem xét ưu, nhược điểm phương pháp tiếp cận khác để kỹ thuật số chụp X quang ngực có sẵn thời điểm Họ xác định tiềm cho chụp X quang ngực kỹ thuật số cải tiến cần thiết cho kỹ thuật để trở nên chấp nhận bác sĩ X quang Hệ thống kỹ thuật số cho phép mạch xóa số loại chiếu chụp X quang sử dụng lâm sàng rộng rãi hệ thống đặc biệt cho ứng dụng chụp nhũ ảnh phát triển Sự sẵn có hệ thống kỹ thuật số có khả cho phép đời chẩn đoán máy tính (Chan et al 1987, Giger et al 1990) Đã có số đánh giá trước cơng nghệ phát hình ảnh kỹ thuật số, đặc biệt Rougeot (1993) Ảnh số Hầu hết ảnh hưởng tia X dựa việc truyền lượng tử qua thể, với độ tương phản khác biến thiên độ dày thành phần bên giải phẫu Mơ hình truyền tia X mp hệ thống ảnh xem xét biến thiên liên tục dịng lượng tia X với vị trí Một mơ hình giả thuyết thể hình Máy dị ảnh dạng analong cố gắng để tái tạo mơ hình chân thật, ví dụ biến đổi mật độ quay phim nhũ tương Theo ngun tắc, biến đổi khơng gian liên tục cung cấp đủ lượng tử tia X sử dụng, chúng cung liên tục cường độ Sơ đồ hệ thống ảnh X quang số đưa hình Ở đây, thu ảnh tương tự thay bệ dò để chuyển đổi Năng lượng chùm tia X truyền sang tín hiệu điện mà sau số hóa ghi lại nhớ máy tính Ảnh xử lí, hiển thị, truyền lưu trữ sử dụng chuẩn máy tính phương pháp giao tiếp số Trong hệ thống ảnh số, số giai đoạn, mẫu truyền tia X lấy mẫu hai chiều hướng khơng gian cường độ ( hình 10) Về chiều hướng không gian, vật mẫu đạt trung bình cường độ phần tử ảnh hay pixels Đó vng đặt khắp mặt phẳng ảnh Về chiều hướng cường độ, tín hiệu chia thành số hữu hạn mức Ở đây, thường số bit mà ảnh số hóa Giá trị cường độ ảnh đưa vào giá trị rời rạc thông tin giá trị cường độ trung gian Hình 1: Khái niệm ảnh số a) Thông tin ảnh tương tự liên tục thời gian cường độ tín hiệu b) Trong ảnh số, lấy mẫu diễn khoảng thời gian biên độ rời rạc Hình 2: Sơ đồ nguyên lý hệ thống ảnh X quang số Để tránh suy giảm chất lượng ảnh q trình số hóa Điều quan trọng kích thước điểm ảnh độ sâu bit phù hợp với yêu cầu ảnh định Và phù hợp với độ phân giải nội, độ xác ảnh xác định yếu tố hạn chế bản: điểm tiêu cự lớn, giải phẫu chuyển động mực lượng tử bị nhiễu Tính chất dị Tính chất quan trọng dị: khoảng qt, đặc tính hình học, hiệu lượng tử, độ nhạy, độ phân giải, đặc tính nhiễu, phạm vi hoạt động, tính thống nhất, tốc độ thâu ảnh, tỉ lệ khung ảnh giá Hầu hết( tất cả) trường hợp công nghệ dị tìm khác bắt buộc thỏa hiệp yếu tố 3.1 Khoảng quét Hệ thống ảnh phải ghi lại tín hiệu tia X truyền qua vùng giải phẫu thăm khám Người ta đánh giá yêu cầu dò X quang số từ thu ảnh ảnh thơng thường Ví dụ: chụp ảnh X quang ngược yêu cầu ảnh khổ 35×43, X quang vú chứa thu 18×24, 24×30 Tia sáng Truyền hình( IT) sử dụng cho soi chiếu phim soi chiếu cung cấp cảnh vòng tròn với đường kính 15 đến 40cm Ngồi ra, tia X khác nhau, ảnh ln trải qua mức độ phóng đại ảnh 3.2 Đặc tính hình ảnh Một yếu tố xem xét “giới hạn vùng chết” tồn xung quanh cạnh cảu dò Trong dò điện tử sử dụng X quang số, thứ yêu cầu cho việc định tuyến dây dẫn vị trí thành phần phụ trợ dò như: đệm, tạo xung,… Giới hạn chết hậu khu vực lớn dò tạo tiếp giáp đơn vị dò nhỏ Đối với dò thuộc phần tử cảm biến rời rạc, xác định đầy đủ yếu tố phần diện tích phần tử dị mà nhận tia X đến Trong vài ứng dụng(X quang vú), dị có vùng hoạt động khơng đáng kể cạnh quan trọng để tránh loại trừ mơ từ hình ảnh Điều làm ngăn cản việc sử dụng dò với vỏ cồng kềnh, tăng ảnh không Trong vài trường hợp, giới hạn chết dò kết việc sử dụng không hiệu xạ truyền tới bệnh nhân trừ việc chuẩn trực sử dụng để che xạ mà rơi vào giới hạn chết Thường thường, phức tạp liên kết nơi đạt tiêu cự nửa tối nửa sáng, điều không thiết thực Một số yếu tố hóa học khác phải xem xét: độ méo Một hệ thống ảnh chất lượng cao trình bày khơng gian trung thực mơ hình đầu vào tia X ảnh hưởng đầu tương ứng Ảnh chia tỉ lệ không gian, nhiên, hệ số tỉ lệ nên số Độ meo gây phép ánh xạ trở nên không tuyến tính Nó trở nên phục thuộc vào khơng gian góc Điều trường hợp sử dụng thấu kính, cáp quang quang điện tử hệ thống ảnh làm phát sinh méo “pincushion” “barrel” Cuối cùng, lưu ý rằng, dị số có loại: cảm biến, hộp cát sét thay Trước đây, nhận tín hiệu tích hợp máy X quang Trong yêu cầu đặc biệt từ thiết kế máy với chi phí cao hơn, loại bỏ cần thiết lấp vào, theo dở may theo caset để đọc riêng chi phí lao động liên quan Sử dụng đơn số hữu hạn nhân để đơn giản hóa việc sửa chữa cho không đồng nhận Một hệ thống hộp chứa( caset) tái sử dụng lợi nơi mà yêu cầu tính linh hoạt như: phịng mổ, tình hình chăm sóc đặc biệt có lợi tương thích với đơn vị X quang có 3.3 Hiệu lượng tử Hình ảnh ban đầu thâu lại giống hệt tất dò tia X Để tạo tín hiệu, lượng tử tia X phải tương tác với vật liệu dò Xác suất tương tác hay “ hiệu suất lượng tử” lượng tử có lượng E= hv đưa ra: ƞ = – e-µ(E)T Trong µ hệ số suy hao tuyến tính vật liệu dị T độ dày dị Bởi tia X cho chiếu chụp nhiều mức lượng, đó, tia X tỏa phổ lượng, hiệu suất lượng tử phải xác định mức lượng phải thể giá trị “ hiệu năng” phổ tia X đến dò Phổ bị ảnh hưởng hiệu ứng lọc bệnh nhân( làm cứng trùm tia) Để làm nhiều lượng hơn, làm tăng khả thâm nhập Hiệu suất lượng tử tăng việc tăng độ dày nhận sử dụng vật liệu có giá trị µ cao tăng số lượng tử cường độ Hiệu suất lượng tử lượng tia X cho độ dày khác vài vật liệu làm dị pháo hoa hình 3.4 Hiệu suất lượng tử thường cao lượng thấp giảm dần với việc tăng lượng Nếu vật liệu có đỉnh hấp thụ nguyên tử phạm vi lượng quan tâm hiệu suất lượng tử số tăng đáng kể mức lượng đó, gây điểm tối thiểu ƞ cho lượng bên đỉnh hấp thụ Tại lượng X để chuẩn đốn q trình tương tác hiệu ứng quang điện số nguyên tử tương đối cao hầu hết vật liệu dò Sự tương tác lượng tử tia X với dò phát quang điện tử tốc độ cao tạo tổn hao động dò, kích thích ion hóa xảy ra, tạo tín hiệu thứ cấp 3.4 Độ phân giải Độ phân giải chụp chiếu xác định đặc tính dị yếu tố khơng liên quan đến nhận Thể loại thứ hai bao gồm: sắc nét phát sinh từ yếu tố sinh học Ví dụ: vùng nửa tối vùng bị ảnh hưởng nguồn tia X phóng đại cấu trúc giải phẫu thăm khám với mặt phổng nhân ảnh liên quan tới chuyển động nguồn tia X, bênh nhân nhân ảnh suôt thời gian chiếu xạ Yếu tố dị có liên quan nảy sinh từ kích thước độ hiệu dụng cảu nó, khoảng thời gian lấy mẫu đo lường hiệu ứng lan rộng tín hiệu dị thơng tin hiển thị Bộ dò cho X quang số thường bao gồm thành phần rời rạc, có kích thước khoảng cách khơng đổi Kích thước phần hoạt động phần tử dò xác định độ (aperture) Khẩu độ xác định đáp ứng tần số không gian dị Ví dụ, độ vng cạnh với cạnh d, hàm truyền đạt điều chế (MTF) dị có dạng sinc f Trong f tần số không gian dọc theo trục x,y MTF có điểm tạị f = d −1 thể mp dị (hình 5) Một dị với d = 50 µm có MTF với điểm f = 20 vịng/mm Do phóng đại, tần số cao với mp bệnh nhân Thời gian lấy mẫu (p) có tầm quan trọng đáng kể, khoảng dài mp độ dò thành phần cảm biến đo lường Định lí lấy mẫu cho rằng: tần có hàm số khơng gian mơ hình (2p)-1 (tần số Nyquist) tạo ảnh trung thực Nếu vật mẫu có tần số cảo , tượng cưa (aliasing) xảy phổ tần số ảnh vật mẫu nằm tần số Nyquist nhân đơi gấp khoảng t số thêm vào phổ hàm số thấp, tăng nội dung phổ rõ ràng Hình 3: Hiệu suất tương tác lượng tử ảnh thơng số thấp (Benda Piersel 1986) Trong đo gồm: phần tử gián đoạn thời gian lấy mẫu nhỏ việc thâu ảnh đơn là: p = d, tần số Nyquist: (2d)-1 đáp ứng độ giảm xuống lần tần số (lớn xu hướng phạm vi cảm thiết bị hình ảnh tĩnh điện Để ghép hình ảnh đến giai đoạn có hiệu quả, quan trọng hình ảnh giảm từ định dạng lớn đầu vào cho XRII Khi so sánh việc giảm định dạng điện quang học thể hình 12, thấy tình hình quang nhiều ánh sáng phát từ hình bị tỷ trọng ánh sáng bị tăng nhanh yếu tố thu nhỏ tăng lên (xem thêm hình 13) Trong hệ thống điện XRII, ánh sáng từ phốt - ghép nối hiệu với photocathode điện tử phát thu thập cách hiệu tăng tốc để cung cấp cho khuếch đại Điều tránh chìm lượng tử thứ cấp, thường vấn đề với ghép nối quang 9.1 Hệ thống X-icon Một phương pháp khác mà loại bỏ cần thiết cho XRII thông thường X-icon Đây máy quay video trực tiếp nhạy tia X, có diện tích lớn Về ngun tắc, tồn chuỗi hình ảnh soi chiếu (XRII, thiết bị phân phối quang đa quang học) thay X-icon diện tích lớn mà tín hiệu phân phối điện tử mục tiêu theo đuổi số nhà nghiên cứu (Keller Ploke 1955, Nishida Okamoto 1968, Jacobs 1980) Luhta Rowlands (1993) xem xét lịch sử phát triển X-icon mơ tả tiến trình chúng hướng tới mục tiêu Hệ thống họ, minh họa hình 21, thiết bị đặt bình chân thủy tinh Pyrex có chứa lớp phẳng khoảng 500 µm selen (Se) vơ định hình dày đầu dò tia X Về phương diện khác, hoạt động giống hệt máy quay video quang học mơ tả trước Bởi giảm số công đoạn so với hệ thống XRII video / có tiềm cho độ phân giải cao Nó vốn thiết bị lĩnh vực hình phẳng vấn đề biến dạng bóng nghiêm trọng so với XRII Ống Vidicon tia X nhạy cảm nghiên cứu trước khơng hài lịng tất u cầu cần thiết cho ứng dụng y tế Thậm chí đặc tính kỹ thuật phù hợp, X-icon khơng thành cơng q khứ khơng có hệ thống hữu ích cho (i) trình tự lưu trữ hình ảnh tạo video để thay máy cin'e (ii) lưu trữ đơn định dạng nhỏ chất lượng cao chụp X quang tương đương với chế tạo ảnh huỳnh quang 100 mm Tuy nhiên, khoảng cách lấp sẵn có băng video độ phân giải cao ghi đĩa, lưu trữ khung kỹ thuật số 10 Hệ thống hình phẳng Một máy dị kỹ thuật số hình phẳng, ngun tắc, thực tất dịng phóng xạ dạng chụp X quang, chiếu soi chiếu chụp Nó cung cấp chất lượng hình ảnh cao tín hiệu đọc Hiện có thiết bị X-quang dễ dàng thích nghi để sử dụng máy dị Các công nghệ mảng ma trận khu vực lớn hình thành cấu trúc tín hiệu đọc cho hệ thống hình phẳng phát triển cho hình tinh thể lỏng (LCD) thập kỷ Hoạt động ma trận hình LCD (AMLCDs) thực sử dụng vô định hình: Silicon hidro hốt vơ định hình (a-Si: H) (Piper et al 1986, Powell năm 1989), đa tinh thể (poly-Si) catmi selenua (CdSe) bán dẫn (Brody et al 1984 ) Trong năm gần đây, số nhà sản xuất Nhật Bản, châu Âu Bắc Mỹ đầu tư nhiều vào phát triển trở thành cơng nghệ ưa thích cho lap-top hình máy tính Mỗi bảng điều khiển hiển thị bao gồm hai kính với lớp đồng tinh thể lỏng Một ma trận hoạt động (tức mạch tích hợp có diện tích lớn bao gồm số lượng lớn transistor màng mỏng hiệu ứng trường (TFTs) kết nối với điện cực điểm ảnh riêng biệt ma trận) Tấm khác có lớp điện cực đồng Hai phương pháp chung cho máy dò x-quang kỹ thuật số hình phẳng xem xét Đầu tiên lớp phosphor sử dụng để hấp thụ tia X photon ánh sáng kết phát mảng khu vực lớn diode quang đọc với thiết bị hoạt động (ví dụ, bóng bán dẫn màng mỏng chuyển mạch diode) tích hợp vào đĩa điểm ảnh (Antonuk et al 1991, Fujieda et al 1993) Trong cách phương pháp thử hai (đôi gọi phương pháp trực tiếp), x-quang phát lớp selen vơ định hình kết điện tích giải phóng thu thập điện cực điểm ảnh riêng biệt Cuối cùng, tín hiệu đọc xảy cách sử dụng ma trận tích cực phương pháp gián tiếp Hình 21 Trực tiếp chuyển đổi hình selen ống chân khơng (X-icon) có khả hoạt động X quang soi chiếu Các Pyrex khuếch tán bao quanh mục tiêu selen vô định hình lắng đọng chất nhơm Những lợi tiềm tự quét vậy, hệ thống đọc số liệu bao gồm kích thước nhỏ gọn cho phép tiếp cận tốt với bệnh nhân so với thiết bị cồng kềnh XRII thơng thường Vì chúng phẳng, chúng mong đợi phần lớn khơng bị che chói, đồng nhất hình học Khơng giống XRII chúng miễn nhiễm với điện từ trường Các tính chất tạo điều kiện phân tích định lượng hình ảnh, ghi vào so sánh lâm sàng hình ảnh từ phương thức khác, ứng dụng tái tạo 3D khối lượng chùm tia hình nón CT (Ning et al 1991), sử dụng mơi trường từ tính phịng MRI 10.1 Bộ dị phốt hình phẳng Một số nhóm phát triển mảng dị quang có diện tích lớn gồm diode quang riêng biệt thực với silic vơ định hình, x-ray thường quy hấp thụ phốt pho, Gd2O2S, đặt tạp chất tali cesium iodide (CSI: Tl) phát triển (PerezMendez et al 1989, Fujieda et al 1991) Ngun tắc hoạt động máy dị silicon vơ định hình thể sơ đồ hình 22 Các điểm ảnh dị cấu diode quang (hình 22 (a)) mà chuyển đổi tín hiệu quang từ phốt - thành điện tích lưu trữ điện tích điểm ảnh điện dung Là thiết bị nhiễu thấp, diode quang cung cấp phạm vi hoạt động lớn, khoảng 40 000 Một mảng mỏng phim tranziztor tín hiệu đọc điển hình thể hình 22 (b) Các tín hiệu đọc cách kích hoạt chức điều khiển quét dòng cho hàng thiết bị, kết nối với cổng TFT nằm dị điểm ảnh Tồn hàng mảng dị kích hoạt đồng thời tín hiệu đọc dòng cho cột mảng, kết nối tất nguồn TFT cột đến khuếch đại điện tích nhiễu thấp Các tín hiệu khuếch đại từ cột sau ghép số hóa Điều cho phép dị đọc nhanh chóng địi hỏi số lượng kênh điện tử với số cột mảng Cả hệ thống chụp ảnh X quang (Antonuk et al 1992) soi chiếu (Schiebel et al 1994) mô tả Ngồi ra, thay TFT đọc tín hiệu khác nhau, diode chuyển mạch sử dụng(Chabbal et al 1996, Graeve et al 1996) Ưu điểm phương pháp diode kể từ diode quang phải phải làm việc nhiều thứ, diode chuyển mạch thực lúc mà khơng cần tăng số lượng bước xử lý Các nhược điểm diode đọc tín hiệu thụt điện tích lớn khơng tuyến tính Các khu vực phân bổ cho điểm ảnh mảng phải có diode quang, thiết bị chuyển mạch, dây điều khiển dây tín hiệu phải đầy đủ yếu tố 100% Điều làm khả hiệu sử dụng tia X trở nên tỷ lệ cân xứng lớn kích thước điểm ảnh bị giảm cung cấp thách thức việc áp dụng cơng nghệ để có độ phân giải cao ứng dụng Ưu điểm việc sử dụng CSI chất hấp thụ tia X phát triển tinh thể dạng cột mà sợi quang (Hình số (b)) Khi kết hợp với điểm ảnh diode quang, có tán xạ bên ánh sáng đó, độ phân giải khơng gian cao trì Ngồi ra, khơng giống chất lân quang thơng thường, khuếch tán ánh sáng độ phân giải trở nên tồi tệ độ dày tăng lên, CSI Phốt - thực đủ dày để đảm bảo giá trị cao ŋ trì độ phân giải không gian cao 10.2 Hệ thống tĩnh điện trạng thái rắn Hình 22 (a) Nguyên lý dị silicon vơ định hình trình bày film transistor mỏng (TFT), (b) Mảng ma trận silicon vơ định hình đọc tín hiệu thành phần điểm ảnh (diode quang) Có nhiều lợi việc sử dụng hệ thống tĩnh điện trạng thái rắn quang dẫn, selen vơ định hình (a-Se), chất bán dẫn, silicon, độ tinh khiết cao, mẫu đơn tinh thể phốt - Các sở hầu hết hệ thống hình ảnh y tế X quang lớp phốt - 'màn hình' hình (a) Như thảo luận trước đó, Các tia X hấp, giải phóng ánh sáng hình mà phải lên bề mặt để tạo hình ảnh lan truyền ánh sáng bên xác định cách khuếch tán Như đường kính mờ so sánh với độ dày hình Mờ gây thơng tin hình ảnh tần số cao (Sandrik Wagner 1982) phần lớn đảo ngược Sự tổn hao giảm nhẹ cách sử dụng phốt - CSI phát triển hình thức nói sợi quang (Hình số (b)) Tuy nhiên, khoảng cách sợi tạo nứt kết kênh ánh sáng khơng hồn hảo (Spekowius et al 1995) Một phương pháp khác thích hợp sử dụng lớp tĩnh điện cấu trúc (Brodie Gutcheck 1982) thể hình (c) X-quang tương tác bề mặt quang dẫn, giải phóng điện tử lỗ, chúng điện tích, hướng thẳng vào bề mặt quang dẫn tác dụng điện trường Do đó, Những hình ảnh điện tích tiềm quang dẫn bề mặt khơng bị mờ đáng kể làm đủ dày để hấp thụ hầu hết tia X đến (Que Rowlands 1995) Selen vơ định hình (a-Se) chất quang phát triển cho ứng dụng tia X trạng thái vơ định làm cho trì đặc tính hình ảnh đồng với hầu hết quy mơ ngun tử (khơng có ranh giới hạt) diện rộng Chức lớp một-Se để suy hao tia X, tạo cặp electron-lỗ trống tự (theo tỷ lệ với cường độ tia X đến) thu thập chúng điện cực Để đạt giá trị cao ?, máy dị phải có độ dày vừa đủ (hình 4) Để có hiệu cao việc chuyển đổi lượng hấp thụ tia X thành cặp electron-lỗ trống tự yêu cầu điện trường cao Cuối cùng, số lượng giữ lại lớp phải nhỏ, mà tất thứ mang chúng giải phong với điện cực thích hợp họ Mỗi bề mặt phải có điện cực gắn liền phép thu điện tích từ Se ngăn chặn nhập điện tích từ điện cực vào Se Điều gọi chặn va chạm,phải trì điện trường cao (Schaffert 1980) Cuối bề mặt một-Se nơi hình ảnh hình thành phải có độ dẫn ngang nhỏ, khơng điện tích hình ảnh di chuyển sang hai bên phá hủy độ phân giải Độ dẫn ngang nhỏ thực cách giới thiệu mật độ cao giữ lại một-Se gần với giao diện hình ảnh (Pai Springett 1993) Các ứng dụng y tế một-Se, xeroradiography (Boag 1973) - hình ảnh điện tích tiềm ẩn bề mặt Se đọc với mực kỹ thuật thương mại thành công ngày Mặc dù xeroradiography (xem Jeromin 1988) khơng cịn cạnh tranh, điều có lẽ phương pháp mực đcọ tín hiệu sử dụng thời điểm đó, khơng phải tính chất Se (Brodie Gutcheck 1985) Như vậy, cách sử dụng đọc tín hiệu điện tử, một-Se lần trở nên khả thi sở hệ thống hình ảnh lâm sàng Neitzel et al (1994) mô tả một-Se quét trống cho chụp X quang cho ngực có bán thị trường Điều tương tự việc trước Xerox (Jeromin Klynn 1979) Philips phịng thí nghiệm họ nghiên cứu Aachen (Hillen et al 1988), tín hiệu đọc thực cách quét mảng tuyến tính điện kế nhỏ qua hình ảnh tĩnh điện bề mặt selen May Lubinski (1993) mô tả phương pháp để đọc Se với phốt - tráng mực laser quét Chúng cho thấy hình ảnh chi tiết mà cho phù hợp với chụp nhũ ảnh Cook et al (1994) công bố giới thiệu sơ công việc gần họ việc dùng laser phóng điện đọc tín hiệu một-Se Cơng việc có liên quan đến cơng bố sớm nhiều Korn et al (1978), Zermeno et al (1979), DeMonts Beaumont (1989) phương pháp khoảng cách khơng khí đọc tín hiệu (Rowlands et al 1991) đọc với điện môi trạng thái ngưng tụ (Rowlands Hunter 1995) Lee et al (1996) mô tả phương pháp hình phẳng cho chụp X quang, dựa việc sử dụng phương pháp ma trận đọc tín hiệu hoạt động cho một-Se cách tiếp cận tương tự ủng hộ Zhao Rowlands (1992, 1995) cho chụp X quang soi chiếu Các đặc trưng tiềm phương pháp là: Chất lượng hình ảnh cao, tỷ lệ đọc tín hiệu thời gian thực kích thước nhỏ gọn Khái niệm thể hình 23 Trong thời gian chiếu xạ với x-quang, lượng hấp thụ lợp Se điện tích tạo vẽ ESE điện trường bên đến bề mặt Các điện tích hình ảnh thu thập điện cực điểm ảnh tích lũy vào dung lượng điểm ảnh (Nghĩa tự dung tụ điện lưu trữ tích hợp) Các điện cực điểm ảnh tụ lưu trữ kết nối đến TFT chuyển mạch điểm ảnh Các thiết bị đọc tương tự để sử dụng với silicon vô định hình (hình 22 (b)) Các mạch điều khiển quét bên tạo xung để bật tất switch TFT hàng mảng chuyển điện tích từ tụ điểm ảnh cho đường ray đọc tín hiệu (cột) Sau điện tích thu thập khuếch đại khuếch đại đường ray liệu cho toàn hàng ghép (Các khuếch đại đa luồng mạch tích hợp silic đơn tinh thể gắn vào mảng.) Trình tự lặp lại cho hàng mảng Đọc tín hiệu thời gian thực vậy, phương pháp có tiềm sử dụng chụp X quang soi chiếu Fahrig et al (1995) phân tích yếu tố ảnh hưởng DQE dò tia X Se 11 Hệ thống chuyển đổi trực tiếp khác Những lợi chuyển đổi trực tiếp tín hiệu tia X thành điện tích rõ ràng Các vấn đề liên quan đến bồn lượng tử thứ cấp loại bỏ yếu tố ly quang cồng kềnh không cần thiết Một vật liệu mà sử dụng để chuyển đổi trực tiếp silicon tinh thể Silicon sử dụng cho phổ tia X phổ gamma Hình 23 Nguyên lý dị Se vơ định phép định lượng Một chế tạo photodiode P-I-N đơn giản cấu máy dị hình ảnhtia X Silicon tạo cặp điện tử-lỗ cho 3,6 eV đọng tinh thể (bảng 1), đó, lượng tử 40 keV sản xuất 11 100 cặp electron-lỗ Đây thu thập cách hiệu từ khu vực suy giảm diode điện trường đặt khu vực Một máy dị vận hành nhiệt độ phòng, đặc điểm nhiễu nhiệt cải thiện đáng kể cách làm lạnh để vài độ C Các diode quang sản xuất tốt, giới hạn số lượng tử thu thập điểm ảnh, tức nhiễu liều bệnh nhân chấp nhận Như thấy hình 4, silicon, Z thấp mật độ thấp, không hấp thụ tia X hiệu mức lượng cao hơn, để đạt giá trị chấp nhận ŋ, lượng X quang vú, dị phải dày mm Đối với độ phân giải cao (p = 50 µm), điều có nghĩa lượng tử đập vào bề mặt lối dò số khoảng cách từ quang tâm chùm tia X, đến khơng bình thường, có khả hấp thụ phần tử dị liền kề, gây hình học mở rộng chức dòng lây lan Để tránh vấn đề này, mảng máy dị bố trí dọc theo bề mặt cong, với bán kính cong khoảng cách mặt phẳng hình ảnh nguồn (SID) thể hình 24 (a) Một phương pháp sản xuất dị kiểu (hình 24 (b)) lai mảng điểm ảnh diode quang TDI CCD đọc tín hiệu hình thành bề mặt riêng biệt Hai ma trận tham gia vào điểm ảnh loạt vi "lỗ hổng" Indi Do điện tích giải phóng diode quang thu thập tổng hợp xuống cột CCD cuối số hóa Các (b) Hình 24 (a) Các dị thực với vật liệu Z thấp, mật độ thấp (b) Một dò lai ghép Si - CdZnTe dò thiết kế ban đầu sử dụng cho việc chụp ảnh quang phổ hồng ngoại chứng minh cung cấp độ phân giải khơng gian cao đặc tính hình ảnh mong muốn khác điều chỉnh để sử dụng với x-quang (Henry et al 1995) Có khả tương lai, có nhiều vật liệu dị hấp thụ tia X diode quang CdZnTe, HgI2 tali bromide (Shah et al 1989) có sẵn cung cấp ŋ cao cho cấu trúc dò mỏng làm dò chuyển đổi trực tiếp thực tế nhiều 12 Kết luận Có số phương pháp cho sản xuất dị cho chụp X quang kỹ thuật số, khơng phải cơng nghệ tối ưu cho tất ứng dụng Các công nghệ lựa chọn phụ thuộc vào độ phân giải khơng gian u cầu hình học tốc độ chụp ảnh cần thiết chi phí chấp nhận Tối ưu hóa địi hỏi quan tâm đến đặc điểm kỹ thuật công việc chụp ảnh lâm sàng thơng tin hình ảnh quan trọng yêu cầu khám xét Tương tác kín với bác sĩ X quang bác sĩ giúp đảm bảo công nghệ hình ảnh thích hợp đáp ứng u cầu Lời cảm ơn Các tác giả chân thành cảm ơn hỗ trợ tài cho nghiên cứu chụp X quang kỹ thuật số Viện Ung thư quốc gia Canada thơng qua Chương trình Terry Fox Đề án Grant tựa đề "Hình ảnh y tế cho bệnh ung thư ' Tài liệu tham khảo Antonuk L E, Boudry J, Kim C W, Longo M J, Morton E J, Yorkston J and Street R A 1991 Signal, noise, and readout considerations in the development of amorphous silicon photodiode arrays for radiotherapy and diagnostic imaging Proc SPIE 1443 108–19 Antonuk L E, Boudry J, Wang W, McShan D, Morton E J, Yorkston J and Street R A 1992 Demonstration of megavoltage and diagnostic x-ray imaging with hydrogenated amorphous silicon arrays Med Phys 19 1455–66 Arnold B and Scheibe P O 1984 Noise analysis of a digital radiography system Am J Radiol 142 609–13 Baily N A 1980 Video techniques for x-ray imaging and data extraction from roentgenographic and fluoroscopic presentations Med Phys 472–91 Barrett H and Swindell W 1981 Radiological Imaging (New York: Academic) pp 285–8 Bendat J S and Piersol A G 1986 Random Data Analysis and Measurement Techniques 2nd Edn (New York: Wiley) p 338 Boag J W 1973 Xeroradiography Phys Med Biol 18 3–37 Bogucki T M, Trauernicht D P and Kocher T E 1995 Characteristics of a storage phosphor system for medical imaging Technical and Scientific Monograph No (Eastman Kodak Health Sciences Division) Boyle W S and Smith G E 1970 Charge-coupled semiconductor devices Bell Syst Tech J 49 587 Brodie I and Gutcheck R A 1982 Radiographic information theory and application to mammography Med Phys 79–95 ——1985 Minimum exposure estimates for information recording in diagnostic radiology Med Phys 12 362–7 Brody P, Luo F C and Malmbert P 1984 Active-matrix addressing enhances flat panels Electronics July 12 113–7 Bunch P C, Huff K E and Van Metter R 1987 Analysis of the detective quantum efficiency of a radiographic screen-film combination J Opt Soc Am A 902–9 Chabbal J et al 1996 Amorphous silicon x-ray sensor Proc SPIE 2708 499–510 Chan H P, Doi K, Galhotra S, Vborny C J, MacMahon H and Jokich P M 1987 Image feature analysis and computer- aided diagnosis in digital radiography Automated detection of microcalcifications in mammography Med Phys 14 538–48 Cook E L, Edwards J D, Nelson O L and Potts J E 1994 Performance of a high resolution radiographic detector The Society of Imaging Science and Technology 47th Ann Conf and Int Committee on the Science of Photography, ICPS’94 (Springfield, VA: IS&T) Extended Abstracts pp 699 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 21 417–27 DeGroot P M 1994 Image intensifier design and specifications Proc Summer School on Specification, Acceptance Testing and Quality Control of Diagnostic X-ray Imaging Equipment ed J A Seibert, G T Barnes and R G Gould (Woodbury, NY: AIP) pp 429– 60 DeMonts H and Beaumont F 1989 A new photoconductor imaging system for digital radiography Med Phys 16 105–9 DiBianca F A and Barker M D 1985 Kinestatic charge detection Med Phys 12 339–43 Dobbins J T III 1995 Effects of undersampling on the proper interpretation of modulation transfer function, noise power spectra, and noise equivalent quanta of digital imaging systems Med Phys 22 171–81 Drangova M and Rowlands J A 1986 Optical factors affecting the detective quantum efficiency of radiographic screens Med Phys 13 150–7 Evans R D 1955 The Atomic Nucleus (New York: McGraw-Hill) Fahrig R, Rowlands J A and Yaffe M J 1995 X-ray imaging with amorphous selenium: Detective quantum efficiency of photoconductive receptors for digital mammography Med Phys 22 153–60 Feig S A and Yaffe M J Digital mammography, computer-aided diagnosis, and telemammography Radiol Clin N Am 33 1205–30 Fraser R G et al 1989 Digital imaging of the chest Radiology 171 297–307 ... thuật số chụp X quang ngực có sẵn thời điểm Họ x? ?c định tiềm cho chụp X quang ngực kỹ thuật số cải tiến cần thiết cho kỹ thuật để trở nên chấp nhận bác sĩ X quang Hệ thống kỹ thuật số cho phép... đổi dò số lượng tử tia X đến mức lượng riêng Độ nhạy vài hệ thống ảnh phụ thuộc ƞ hiệu suất Bảng 1: Các tính chất phốt chất dẫn quang sử dụng làm dò tia X cho chụp X quang kỹ thuật số, có số nguyên... phạm vi nên nằm Xmean/10 đến 10 Xmean việc phân bố gia số tuyến tính, tức Xmean/80 Xmean Trong việc x? ?c định phạm vi hoạt động dò phải xem x? ?t hai để cần thiết cho dòng tia X tương x? ??ng đạt thống