TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ VIỄN THÔNG MÔN CÔNG NGHỆ CHUẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH I ĐỀ TÀI HÌNH ẢNH X QUANG VÀ CHỤP CẮT LỚP Giáo viên hướng dẫn TS Nguyễn Thái Hà Sinh viên thực hiện Vũ Văn Xuân MSSV 20122835 Lớp ĐTTT 01 – K57 Hà Nội, 2017 MỤC LỤC 1 1 Nguyên tắc chung chụp X quang 3 1 2 Sản xuất X quang 4 1 2 1 Nguồn X quang 4 1 2 2 Dòng ống tia X, đầu ra của ống và cường độ chùm tia 7 1 2 3 Phổ năng lượng của tia X 9 1 3 Tương tác của tia X với mô 10 1 3 1 Tán xạ Coherent 11 1 3 2.
Nguyên tắc chung chụp X-quang
Hình ảnh X-quang là một kỹ thuật cơ bản, trong đó tia X từ một nguồn đi qua bệnh nhân và được phát hiện bởi phim hoặc buồng ion hóa ở phía đối diện Độ tương phản trong hình ảnh giữa các mô khác nhau phụ thuộc vào sự suy giảm của tia X trong cơ thể; ví dụ, X-quang rất hiệu quả trong việc chẩn đoán xương nhưng kém trong mô mềm Chất lượng hình ảnh X-quang là một phóng chiếu hai chiều của các mô giữa nguồn X-quang và phim, được áp dụng cho nhiều mục đích như pyelography tĩnh mạch (IVP) để phát hiện bệnh hệ tiết niệu, chụp X-quang bụng để nghiên cứu các cơ quan như gan và bàng quang, chụp X-quang ngực cho các vấn đề về phổi và xương sườn, và chiếu tia X liên tục trong vài phút cho các bệnh tiết niệu và tiêu hóa khác.
Mặt phẳng chụp X quang của các mô mềm và cấu trúc xương phức tạp thường khó giải thích, ngay cả với bác sĩ X quang có kinh nghiệm Trong những trường hợp này, chụp cắt lớp vi tính (CT) trở thành giải pháp hữu hiệu CT sử dụng nguồn tia X được chuẩn trực để theo dõi một "lát cắt" mỏng qua bệnh nhân, với các thiết bị dò xoay quanh để thu thập dữ liệu từ nhiều góc độ khác nhau Dữ liệu này được xây dựng lại thành hình ảnh hai chiều với độ phân giải không gian cao (~1 mm) và độ tương phản tốt giữa các mô mềm Ngoài việc cung cấp ảnh giải phẫu, CT còn tạo ra hình ảnh angiographic với độ phân giải cao, cho phép hiển thị lưu lượng máu trong các mạch Sự phát triển của công nghệ xoắn ốc và multislice CT đã cho phép thu được hình ảnh ba chiều đầy đủ trong khi bệnh nhân giữ hơi thở.
Các thiết lập cơ bản cho hình ảnh X-quang bao gồm việc sử dụng ống chuẩn trực để hạn chế tia X-quang chiếu xạ chỉ vào vùng quan tâm, kết hợp với lưới điện antiscatter nhằm tăng cường độ tương phản mô bằng cách giảm số lượng tia X bị phân tán Hình ảnh X-quang ngực điển hình cho thấy khu vực có độ suy giảm cao như xương xuất hiện màu trắng.
Cả X-quang và chụp CT đều có nhược điểm lớn do sử dụng bức xạ ion hóa, có thể gây tổn thương mô Do đó, có giới hạn về tổng liều bức xạ mà bệnh nhân có thể tiếp nhận mỗi năm Điều này đặc biệt quan trọng trong lĩnh vực X-quang nhi khoa và sản khoa, nơi liều bức xạ cần được kiểm soát chặt chẽ.
Sản xuất X-quang
Nguồn X-quang
Các thành phần cơ bản của ống X-quang, được sử dụng trong chẩn đoán lâm sàng, bao gồm một cathode âm và một anode dương, nơi có mục tiêu kim loại Khi chùm electron từ cathode va chạm vào anode, X-quang được sản xuất Sự khác biệt tiềm tàng giữa cathode và anode thường dao động từ 15 đến 150 kV, tùy thuộc vào ứng dụng cụ thể, với giá trị tối đa được gọi là kilôvôn cao điểm (KVP) hoặc tăng điện áp Cathode được cấu tạo từ sợi dây vonfram có đường kính khoảng 200 mm, cuộn lại thành hình xoáy với đường kính nhỏ hơn 2 mm và chiều cao dưới 1 cm.
Khi dòng điện từ nguồn điện đi qua cực âm, nó làm nóng cực này Khi nhiệt độ của cathode đạt khoảng 2200°C, năng lượng nhiệt được hấp thụ bởi các nguyên tử vonfram, cho phép một lượng nhỏ điện tử thoát ra khỏi bề mặt kim loại, quá trình này được gọi là phát thải thermionic Một cân bằng động được thiết lập, trong đó các điện tử có đủ năng lượng để rời khỏi bề mặt cathode nhưng cũng bị thu hút trở lại bề mặt kim loại.
Khi hiệu điện thế đủ lớn tác động vào catot, các electron tự do trên bề mặt catot sẽ được tăng tốc về phía anot Sự phân bố không gian của các electron va chạm vào anot có mối liên hệ trực tiếp với hình dạng của các chùm tia X chiếu vào bệnh nhân.
Độ phân giải không gian của hình ảnh phụ thuộc vào kích thước tiêu điểm hiệu dụng, như thể hiện trong hình 1.4 Để tạo ra các chùm điện tử đồng nhất và không bị rò, catot cần được thiết kế với một vòng hội tụ có điện tích âm xung quanh Việc tăng điện tích âm trong vòng hội tụ sẽ làm cho chùm tia điện tử hẹp hơn Khi áp dụng một hiệu điện thế lớn (~ 2 kV), dòng tia sẽ bị tắt hoàn toàn Quá trình chuyển đổi này là nền tảng để phát triển các nguồn xung tia X có thể điều khiển cho các ứng dụng như CT, được tóm tắt trong mục 1.10.
Hình 1.3 Sơ đồ mạch của một nguồn tia X được sử dụng cho hình ảnh lâm sàng
Hình 1.4 mô tả quá trình tạo ra tia X trong cathode tia X, nơi một vòng hội tụ điện tích âm tạo ra chùm tia hội tụ hẹp của các điện tử Các điện tử này va chạm vào anot vonfram, dẫn đến việc tạo ra tia X khi chúng xâm nhập vào mục tiêu kim loại Tác động của góc xiên anode θ ảnh hưởng đến kích thước tiêu điểm hiệu dụng và phạm vi tia X, với các điện tử tăng tốc thâm nhập vào vài chục micromet vào mục tiêu và suy giảm động năng, từ đó chuyển đổi năng lượng thành tia X.
Anot trong hệ thống X được chế tạo từ kim loại có điểm nóng chảy cao, dẫn nhiệt tốt và áp suất hơi thấp, cho phép thiết lập chân không dưới 10–7 bar trong mạch máu Kim loại vonfram, với số hiệu nguyên tử 74, là lựa chọn phổ biến nhờ vào nhiệt độ nóng chảy cao 3370℃ và áp suất hơi thấp Các kim loại có số hiệu nguyên tử cao hơn như bạch kim và vàng không phù hợp do điểm nóng chảy thấp hơn Trong chụp nhũ ảnh, anot thường sử dụng molybden thay vì vonfram vì yêu cầu năng lượng tia X thấp hơn Mặc dù vonfram có nguồn năng lượng bức xạ cao, chỉ khoảng 1% năng lượng được chuyển đổi thành tia X, phần còn lại chủ yếu chuyển hóa thành nhiệt Để khắc phục tình trạng nứt khi sử dụng vonfram tinh khiết, hợp kim vonfram-reni với 2% đến 10% đã được phát triển Anot có độ dày khoảng 700μm, được gắn cùng độ dày của vonfram tinh khiết, trong khi phần lớn được làm từ hợp kim molypden, titan và zirconi, được định hình thành đĩa.
Anot được vát ở góc 5-20 độ nhằm tạo ra tiêu điểm hội tụ hiệu dụng nhỏ, giúp giảm sự không sắc nét trong hình ảnh X-quang Mối quan hệ giữa kích thước tiêu điểm hội tụ F và kích thước tiêu điểm hiệu dụng f được biểu diễn qua công thức: f = F sinθ.
Kích thước tiêu điểm hiệu dụng trong chụp nhũ ảnh là 0.3 mm, trong khi cho chiếu quang tuyến, kích thước này dao động từ 0.6 đến 1.2 mm Hầu hết các ống tia X hiện nay được trang bị hai sợi catot với kích thước khác nhau, cho phép người sử dụng lựa chọn kích thước tiêu điểm hiệu dụng phù hợp Ngoài ra, kích thước này cũng có thể được điều chỉnh bằng cách thay đổi giá trị tác dụng của các điện tích âm trên các vòng hội tụ của catot.
Góc xiên θ có tác động đến phạm vi ảnh hưởng của chùm tia X, như thể hiện trong hình 1.4 Phạm vi chùm tia X có thể được ước tính bằng công thức: phạm vi = 2 (khoảng cách từ nguồn đến bệnh nhân) tanθ (1.2).
Hệ thống X-quang bao gồm các thành phần được chứa trong một ống chân không, trước đây được làm từ thủy tinh nhưng hiện nay đã chuyển sang sử dụng kim loại và gốm Kính có nhược điểm lớn là dễ bám hơi từ dây tóc catot và anot, gây phóng điện hồ quang và giảm tuổi thọ của ống Để cải thiện hiệu suất, ống chân không được bao quanh bởi dầu để làm mát và cách điện, và toàn bộ lắp ráp được bảo vệ bởi một tấm chắn với cửa sổ thủy tinh cho phép phát ra chùm tia X.
Dòng ống tia X, đầu ra của ống và cường độ chùm tia
Dòng ống (mA) của nguồn tia X được xác định bởi số lượng điện tử/giây từ dây tóc catot vonfram đến anot, với giá trị phổ biến từ 50 đến 400 mA cho chụp X quang và lên đến 1000 mA cho CT Dòng ống thấp hơn thường được sử dụng trong kỹ thuật tạo ảnh liên tục như nội soi huỳnh quang Khi giá trị kVp tăng, dòng ống cũng tăng cho đến khi đạt mức bão hòa.
Mức đầu ra của ống Xquang được xác định bởi nhiệt độ tối đa và dòng điện qua dây tóc catot, với đầu ra đo bằng Watts, tính bằng tích của dòng ống và hiệu điện thế giữa catot và anot Ngoài giá trị kVp, đầu ra còn phụ thuộc vào cường độ chân không bên trong ống; chân không mạnh cho phép gia tốc điện tử cao hơn, giúp nhiều điện tử đến anot hơn nhờ giảm tương tác với phân tử khí Mức đầu ra cao là mong muốn trong chẩn đoán hình ảnh Xquang, vì điều này giúp giảm thời gian phát tia, từ đó hạn chế nhiễu chuyển động và bảo vệ cấu trúc như tim.
Công suất định mức của ống là công suất tiêu hao tối đa trong 0,1 giây, ví dụ, ống có công suất định mức 10 kW hoạt động ở 80 kV với dòng điện 1,25 A trong 0,1 giây Khả năng của nguồn tia X để đạt đầu ra cao bị giới hạn bởi nhiệt anot Anot quay ở 3000 rpm, tăng diện tích bề mặt hiệu dụng và giảm điện năng truyền trên đơn vị diện tích Đầu ra ống tối đa tỷ lệ thuận với căn bậc hai của tốc độ quay, với anot quay được thực hiện nhờ hai cuộn dây stator gần cổ ống tia X Điện trường từ cuộn dây stato tạo ra dòng điện cảm ứng ở rotor, làm quay anot Molypden là thành phần chính của roto anot nhờ vào điểm nóng chảy cao và dẫn nhiệt thấp, giúp giảm thất thoát nhiệt chủ yếu qua bức xạ trong chân không của ống.
Cường độ I của chùm tia X được xác định là công suất trên một đơn vị diện tích, với đơn vị là Jules/mét vuông Công suất của chùm tia X phụ thuộc vào tổng số tia X và năng lượng của chúng Số lượng tia X sinh ra tỷ lệ thuận với dòng ống, trong khi năng lượng của chùm tia X tỷ lệ thuận với bình phương điện thế gia tốc Do đó, cường độ của chùm tia X có thể được biểu diễn theo công thức phù hợp.
Hình 1.5 Một phổ năng lượng tia X điển hình được tạo ra từ ống với giá trị kVp
Tia X với năng lượng 150 keV sử dụng anot vonfram, trong đó tia X năng lượng thấp (đường gạch) bị hấp thụ bởi các thành phần của ống tia X Đặc tuyến dòng bức xạ từ anot xuất hiện ở mức khoảng 60 và 70 keV.
Hiệu ứng gót chân trong chùm tia X là hiện tượng cường độ không đồng nhất, xảy ra do sự khác biệt trong khoảng cách mà tia X phải đi qua mục tiêu anot để phát ra Khoảng cách này ảnh hưởng đến việc tia X được tạo ra nhiều hơn tại "điểm kết thúc anot" so với "điểm kết thúc catot." Khi khoảng cách tại điểm cuối anot lớn, sự hấp thụ tia X qua mục tiêu tăng lên, dẫn đến nguồn phát ra tia có cường độ thấp hơn Để giảm biên độ của hiệu ứng gót chân, các góc xiên có thể được gia tăng, tuy nhiên điều này cũng làm tăng kích thước tiêu điểm hiệu dụng.
Phổ năng lượng của tia X
Đầu ra của nguồn phát tia X bao gồm một dải năng lượng, với sự hình thành tia X xảy ra qua hai cơ chế chính: bức xạ hãm và bức xạ đặc trưng Bức xạ hãm xảy ra khi điện tử năng lượng cao va chạm gần hạt nhân vonfram, dẫn đến việc mất động năng và phát ra tia X Mỗi điện tử trải qua nhiều tương tác, tạo ra một phần suy hao động năng tổng thể, từ đó sản sinh ra tia X với dải năng lượng đa dạng Năng lượng tối đa Emax của tia X tương ứng với điện thế gia tốc kVp, và hiệu quả tạo ra bức xạ hãm η được tính theo công thức η = k(kVp)Z, với k là hằng số và Z là số nguyên tử của kim loại mục tiêu Bức xạ hãm đặc trưng bởi sự suy giảm tuyến tính cường độ tia X cùng với sự gia tăng năng lượng của chúng.
Hình 1.6 Cấu trúc nguyên tử của một phần tử mẫu cho biết số lượng điện tử tối đa trong các lớp K, L, M.
Nhiều tia X có năng lượng thấp bị hấp thụ trong ống tia X và tạo ra phổ "nội bộ lọc" Bộ lọc được thêm vào ống nhằm giảm thiểu số lượng tia X có năng lượng thấp phát ra, vì chúng không đủ năng lượng để xuyên qua bệnh nhân và đến đầu dò, từ đó làm tăng liều bệnh nhân mà không mang lại giá trị hình ảnh Đối với giá trị kV p lên đến 50 kV, nên sử dụng tấm nhôm dày 0,5 mm.
Đối với các hệ thống chụp nhũ ảnh, tấm nhôm dày 1,5 mm được sử dụng cho 70 kV và tấm nhôm dày 2,5 mm cho trên 70 kV, giúp giảm liều lượng lên da đến 80% Khi giá trị kVp dưới 30 kV, bộ lọc molypden dày 30 mm thường được áp dụng Trong phổ năng lượng tia X, đỉnh nhọn xuất hiện do bức xạ đặc trưng, liên quan đến cấu trúc lớp điện tử quanh hạt nhân nguyên tử Lớp K chứa tối đa 2 điện tử, lớp L tối đa 8 điện tử, và lớp M tối đa 18 điện tử, với các điện tử trong lớp K có năng lượng liên kết cao nhất Khi điện tử từ catot va chạm với điện tử trong lớp K của anot vonfram, một điện tử được đẩy ra tạo ra "lỗ trống", và sự lấp đầy của lỗ trống này bởi điện tử từ lớp ngoài phát sinh tia X, tương ứng với dòng bức xạ đặc trưng.
Để tạo ra tia X từ anot vonfram, điện tử từ catot cần có năng lượng lớn hơn 70 keV để đẩy điện tử lớp K Khi một điện tử từ lớp L rơi vào lỗ trống trong lớp K, nó có năng lượng liên kết khoảng 11 keV, dẫn đến việc phát ra tia X đặc trưng với năng lượng khoảng 59 keV Tuy nhiên, tình hình phức tạp hơn khi các electron trong lớp L có thể ở ba mức phụ khác nhau với năng lượng liên kết khác nhau Ngoài ra, còn có các dòng đặc trưng bổ sung từ điện tử chuyển từ lớp M và N sang lớp K Dưới 70 kV, không có bức xạ đặc trưng, nhưng trong khoảng 80 đến 150 kV, bức xạ đặc trưng chiếm từ 10% đến 30% cường độ của phổ tia X.
Mặc dù phổ năng lượng tia X đa sắc, năng lượng trung bình của tia X thường nằm trong khoảng từ một phần ba đến một nửa giá trị tối đa của nó.
Emax Ví dụ, một nguồn tia X với anot vonfram tại kV p 150 kV có năng lượng tia X hiệu dụng khoảng 68 keV.
Tương tác của tia X với mô
Tán xạ Coherent
Compton, hay còn gọi là tán xạ Rayleigh, là quá trình tương tác không ion hóa giữa tia X và các mô Trong quá trình này, năng lượng của tia X được chuyển đổi thành chuyển động điều hòa, tạo ra sự thay đổi trong năng lượng và hướng đi của tia X.
Tán xạ Coherent xảy ra khi các điện tử trong nguyên tử hấp thụ năng lượng và bức xạ lại dưới dạng tia X thứ cấp với bước sóng tương tự như tia X ban đầu Hiện tượng này không chỉ làm giảm số lượng tia X đến bộ dò mà còn thay đổi quỹ đạo của chúng giữa nguồn phát và bộ dò Xác suất của tán xạ Coherent, ký hiệu là PCoherent, được tính toán dựa trên các yếu tố liên quan đến quá trình này.
Trong nghiên cứu về tương tác của tia X với mô, E đại diện cho năng lượng của tia X và Zeff là số hiệu nguyên tử hiệu dụng của mô Mô cơ có Zeff là 7,4, trong khi xương chứa canxi có giá trị gần 20 Đối với tia X trong phạm vi chẩn đoán, tán xạ Coherent chỉ chiếm từ 5% đến 10% tổng sự tương tác với mô.
Tán xạ Compton
Tán xạ Compton là quá trình tương tác giữa tia X và điện tử trong lớp vỏ nguyên tử, trong đó một phần năng lượng của tia X được chuyển cho điện tử, khiến điện tử bị đẩy ra và tia X bị lệch khỏi hướng ban đầu Khi góc lệch θ nhỏ, tia X tán xạ vẫn giữ năng lượng tương tự như tia X ban đầu, cho phép nó xuyên qua cơ thể và được bộ dò phát hiện.
Hình 1.7 mô tả sơ đồ mạch tán xạ Compton, trong đó một điện tử ban đầu tương tác với nguyên tử trong mô Khi tia X có năng lượng E X,inc và momen p X,inc va chạm với điện tử liên kết, nó tạo ra tia X tán xạ với năng lượng E E,scat và momen p X,scat, cùng với một điện tử tự do có năng lượng E E,free và momen p E,free.
Năng lượng của tia X tán xạ có thể được tính bằng cách áp dụng định luật bảo toàn động lượng và năng lượng, trong đó bảo toàn động lượng được thể hiện qua các công thức liên quan.
PE,free = pX,inc - pE,scat (1.6)
Trong đó p là momen Phương trình cho việc bảo toàn năng lượng là:
EX,inc + EE,bound = EX,scat + EE,free (1.7)
Sau một số biến đổi đại số, năng lượng tia X tán xạ Compton cho bởi:
Trong đó, m đại diện cho khối lượng của điện tử bị đẩy ra, còn c là vận tốc ánh sáng Bảng 1.1 minh họa năng lượng của tia X tán xạ Compton phụ thuộc vào năng lượng của tia.
Tia X ban đầu và góc tán xạ có sự khác biệt về năng lượng tương đối nhỏ, điều này dẫn đến việc bức xạ thứ cấp được phát hiện với hiệu quả tương tự như bức xạ sơ cấp.
Xác suất tia X qua tán xạ Compton chủ yếu không phụ thuộc vào số hiệu nguyên tử hiệu dụng của mô, mà tỷ lệ thuận với mật độ điện tử trong mô, đồng thời ít bị ảnh hưởng bởi năng lượng của tia X ban đầu.
BẢNG 1.1 Năng lượng của Compton-rải rác X-quang như một chức năng của góc tán xạ cho năng lượng khác nhau của sự cố X-quang
Sự độc lập đối với số hiệu nguyên tử ảnh hưởng đến độ tương phản của tia X tán xạ, đặc biệt là giữa mô mềm, chất béo và xương Độ tương phản nhỏ không phải do sự khác biệt về mật độ điện tử, với giá trị 3,36 × 10^23 điện tử mỗi gram cho cơ bắp, 3,16 × 10^23 điện tử cho chất béo và 5,55 × 10^23 điện tử mỗi gram cho xương Tương tác quang điện, liên quan đến sự tương phản mô, khó xảy ra ở tia X có năng lượng cao Sự phụ thuộc ít vào năng lượng tia X ban đầu của tán xạ Compton khiến nó trở thành tương tác chi phối ở mức năng lượng cao, dẫn đến giảm độ tương phản ảnh trong các vùng năng lượng này.
Các hiệu ứng quang điện
Tương tác quang điện trong cơ thể xảy ra khi năng lượng của tia X quang được hấp thụ bởi nguyên tử trong mô, dẫn đến việc một electron được phát ra từ hệ vỏ K hoặc L dưới dạng "quang điện tử".
Trong quá trình hấp thụ tia X quang trong mô, tương tác quang điện đóng vai trò quan trọng, nơi hầu hết năng lượng của tia X được chuyển giao cho các quang điện tử bị đẩy ra Động năng của quang điện tử được xác định bởi sự chênh lệch giữa năng lượng tia X và năng lượng liên kết của electron Khi một electron từ mức năng lượng cao hơn lấp đầy "lỗ" do quang điện tử tạo ra, sẽ phát sinh tia X quang "đặc trưng" với năng lượng tương đương với mức chênh lệch năng lượng liên kết Nếu năng lượng tia X thấp hơn năng lượng liên kết vỏ K, các quang điện tử sẽ thoát ra từ vỏ L Trong trường hợp tia X có đủ năng lượng, một electron vỏ K sẽ được phát ra trong khi một electron từ vỏ L hoặc M sẽ lấp đầy lỗ Tia X quang đặc trưng có năng lượng thấp và chỉ di chuyển một khoảng cách ngắn trong mô, ví dụ như bức xạ đặc trưng 4 keV từ tương tác quang điện với nguyên tử canxi trong xương chỉ di chuyển khoảng 0,1 mm Kết quả của hiệu ứng quang điện là tia X quang bị hấp thụ hoàn toàn và không đến được máy dò.
Ngoài hình thức tương tác quang điện phổ biến, còn có một hình thức ít gặp hơn liên quan đến sự chuyển giao năng lượng giữa electron bên trong và bên ngoài, tạo ra electron Auger Quá trình này để lại một hạt nhân mang điện tích dương và tạo ra hai chỗ trống trong lớp vỏ electron Những chỗ trống này được lấp đầy bởi các electron bên ngoài, dẫn đến sự phát sinh tia X quang đặc trưng với năng lượng thấp hoặc nhiều electron Auger hơn Tuy nhiên, quá trình này không tạo ra bức xạ, không liên quan đến quang điện tử và không phát sinh bức xạ đặc trưng có thể được phát hiện bởi các máy dò.
Biểu đồ xác suất tương tác quang điện cho thấy mối quan hệ giữa tia năng lượng X quang với oxy (nước, mô) và canxi (xương) Tại 4 keV, K-cạnh cho thấy sự suy hao của X-quang cho canxi ở năng lượng thấp cao hơn đáng kể so với oxy.
Tia X-quang có năng lượng thấp hơn năng lượng liên kết của các electron K, do đó sự tương tác quang điện chủ yếu diễn ra với các electron ở vỏ L và M Tuy nhiên, khi năng lượng tia X-quang vượt quá năng lượng liên kết của vỏ K, khả năng tương tác quang điện tăng đáng kể, với hệ số tương tác có thể tăng từ 5 đến 8 Hiện tượng này được gọi là "K-cạnh." Ở mức năng lượng này, xác suất tương tác quang điện PPE được tính toán theo một công thức cụ thể.
Hình 1.9 minh họa khả năng tương tác quang điện giữa 8O và 20Ca, cho thấy 20Ca có mức suy hao cao hơn do số lượng nguyên tử lớn hơn, đặc biệt khi K-cạnh ở mức 4 keV Khi tia X-quang có năng lượng thấp hơn, độ tương phản giữa xương và các mô tăng lên đáng kể Tuy nhiên, phương trình (1.9) chỉ ra rằng sự suy giảm quang điện của tia X-quang giảm nhanh chóng theo năng lượng của tia X-quang.
Tuyến tính và tập hệ số suy giảm của tia X- quang trong mô
Về mặt toán học, sự suy giảm cường độ của chùm tia X- quang khi di chuyển qua mô có thể được thể hiện như sau:
Công thức I X = I 0 e (1.10) mô tả mối quan hệ giữa cường độ tia X tại khoảng cách x và cường độ ban đầu I0, với μm dày là hệ số suy giảm tuyến tính của mô (đo bằng cm-1) Hệ số μm dày cao cho thấy khả năng hấp thụ hiệu quả của mô đối với tia X-quang, dẫn đến chỉ một lượng nhỏ tia X đạt được máy dò Giá trị μm dày có thể được tính bằng tổng các hệ số tuyến tính từ các lần tương tác giữa tia X-quang và mô.
Hình 1.10 minh họa ảnh hưởng của các tương tác quang điện và phân tán Compton đến hệ số suy giảm tuyến tính của các mô theo năng lượng X-quang Ở mức năng lượng thấp, tương tác quang điện chiếm ưu thế, trong khi ở mức năng lượng cao hơn, phân tán Compton trở nên quan trọng hơn Mức phán xạ nhất quán thường không được đề cập do ảnh hưởng rất nhỏ của nó.
Sự suy giảm của tia X-quang được mô tả qua hệ số suy giảm khối lượng, tương ứng với hệ số suy giảm tuyến tính chia cho mật độ mô Hệ số suy giảm khối lượng của mỡ, xương và cơ được tóm tắt trong Hình 1.10, cho thấy sự thay đổi theo năng lượng tia X-quang Đặc biệt, tại mức năng lượng thấp, xương có hệ số suy giảm khối lượng cao nhất do xác suất tương tác quang điện trong xương lớn hơn nhiều so với mô khác, nhờ vào hàm lượng canxi cao trong xương.
Hình 1.10 minh họa sự đóng góp của Compton và hành động trong hệ số suy giảm tuyến tính quang điện đến các mô mềm khi tia X-quang tương tác với năng lượng Các đường đứt nét biểu thị các phép xấp xỉ tuyến tính cho sự đóng góp tương đối, trong khi đường liền mạch phản ánh dữ liệu thực nghiệm tương ứng với tổng các khoản đóng góp Bên phải hình ảnh là hệ số suy giảm khối lượng trong xương, cơ và chất béo, thể hiện dưới dạng chức năng của năng lượng tia X-quang.
Khi năng lượng tia X-quang tăng, khả năng tương tác quang điện giảm, dẫn đến giá trị hệ số suy giảm khối lượng thấp hơn Ở năng lượng trên 80 keV, cơ chế Compton chi phối và sự khác biệt trong hệ số suy giảm khối lượng giữa xương và mô mềm giảm Khi năng lượng vượt quá 120 keV, hệ số suy giảm khối lượng của xương và mô mềm trở nên tương đương Sự khác biệt giữa các mô mềm như chất béo và cơ bắp cũng khó nhận thấy do số nguyên tử hiệu quả của chúng tương đối gần nhau Tia X-quang năng lượng thấp tạo ra mức tương phản hợp lý, nhưng ở năng lượng cao hơn, sự khác biệt giảm do mật độ electron tương tự Một tham số quan trọng để mô tả sự suy giảm tia X-quang trong mô là lớp nửa giá trị (HVL), định nghĩa là độ dày của mô làm giảm cường độ tia X-quang xuống một nửa.
Bảng 1.2 trình bày giá trị của HVL trong cơ bắp và xương với bốn mức năng lượng tia X-quang khác nhau Dữ liệu cho thấy phần lớn tia X-quang từ nguồn phát đều bị hấp thu bởi bệnh nhân, với chỉ khoảng 10% tia X-quang được phát hiện trong hình chụp X-quang ngực, trong khi 90% bị suy giảm trong cơ thể Các thí nghiệm khác cho thấy tỷ lệ hấp thụ tia X-quang cao hơn, đạt 95% cho chụp nhũ ảnh và 99,5% cho quét bụng.
Bảng 1.2 Lớp giá trị một nửa (hvl) cho cơ bắp và xương như hàm của năng lượng của việc chụp X-quang
Như đã mô tả ở phần cuối mục 1.2.3, năng lượng các tia X-quang hiệu quả từ một mã nguồn sử dụng một cực vonfram dương khoảng 68 keV.
Tuy nhiên, trong việc tính toán HVL và các đặc tính suy giảm của các mô, hiện tượng
Chùm xơ cứng trong tia X-quang cần được xem xét kỹ lưỡng, vì nó ảnh hưởng đến độ tương phản hình ảnh Hình 1.10 cho thấy rằng tia X-quang có năng lượng thấp hơn trong chùm bị suy giảm khi đi qua mô, dẫn đến năng lượng trung bình của tia X-quang tăng lên Khi tia X-quang phải đi qua nhiều mô, như trong chụp ảnh bụng, chùm xơ cứng làm giảm độ tương phản hình ảnh do tăng tỷ lệ tia X tán xạ Compton Việc phục hồi chùm xơ cứng là cần thiết trong quá trình quét CT, nếu không sẽ gây ra những di vật quan trọng trong hình ảnh.
Máy móc đo hình ảnh tia X-quang phẳng
Ống chuẩn trực
Dạng hình học của các tia X-quang phát ra từ mã nguồn là chùm tia phân kỳ, như thể hiện trong hình 1.1 Khi đến bệnh nhân, kích thước chùm tia thường lớn hơn phạm vi quan sát biến thiên FOV mong muốn, dẫn đến hai hậu quả không mong muốn: một là liều lượng bức xạ không đồng nhất cho bệnh nhân, và hai là tăng số lượng tia X-quang bị Compton tán xạ trong hình ảnh Để hạn chế kích thước chùm tia, ống chuẩn trực, hay còn gọi là chum ống thu hẹp, được lắp đặt giữa nguồn tia X-quang và bệnh nhân Các ống chuẩn trực này sử dụng tấm chì có thể trượt để kiểm soát hướng tia trong một hoặc hai chiều.
Lưới chống phân tán
Lý tưởng nhất, tất cả các tia X-quang đến máy dò nên là bức xạ chính, không có tia X-quang Compton tán xạ Khi đó, độ tương phản hình ảnh chỉ bị ảnh hưởng bởi sự khác biệt suy giảm do tương tác quang điện trong các mô khác nhau.
Tán xạ Compton có ảnh hưởng đáng kể đến chất lượng ảnh X-quang, trong đó một khối bất thường được thể hiện như một vật đen trong cơ thể Trong trường hợp lý tưởng, chỉ có sự tương tác quang điện xảy ra, dẫn đến sự suy giảm tia X trong bệnh lý Tuy nhiên, tán xạ Compton không chỉ làm tăng hình ảnh mà còn giảm độ tương phản của chúng.
(Phải)Trong trường hợp chỉ có tán xạ Compton, độ tương phản hình ảnh là gần như bằng không.
Tuy nhiên, trong thực tế, một số lượng lớn các X-quang có Compton đến các máy dò
Sự tương phản giữa các mô từ Compton tán xạ tia X là thấp, và bức xạ thứ cấp không mang lại thông tin không gian hữu ích, phân bố ngẫu nhiên trên phim, làm giảm độ tương phản hình ảnh Ảnh hưởng của bức xạ rải rác trên hình ảnh X-quang được thể hiện qua sơ đồ trong hình 1.11 Nếu giả định rằng bức xạ rải rác phân bố đều trên phim X-quang, độ tương phản hình ảnh sẽ giảm theo yếu tố (1 + R), với R là tỷ lệ giữa bức xạ chính và bức xạ thứ cấp Giá trị R thay đổi tùy thuộc vào FOV của hình ảnh; đối với FOV nhỏ dưới 10 cm, sự đóng góp của bức xạ tán xạ tỉ lệ thuận với FOV, trong khi ở FOV khoảng 30 cm, mối quan hệ này đạt giá trị không đổi.
Bộ chuẩn trực có khả năng
Một phương pháp hiệu quả để giảm thiểu tán xạ trong chẩn đoán hình ảnh là sử dụng lưới chống tán xạ, được đặt giữa bệnh nhân và máy dò tia X Lưới này bao gồm các dải lá chì xen kẽ với nhôm, với các dải song song theo hướng bức xạ sơ cấp Các đặc tính của lưới được xác định dựa trên tỷ lệ lưới và mật độ dòng chia, giúp tối ưu hóa chất lượng hình ảnh.
T l lỷ lệ lưới = ệ lưới = ưới = i = h , m t đ dòngật độ dòng ộ dòng chia = 1
Tỷ lệ lưới thường gặp từ 4:01 đến 16:01 và mật độ dòng chia dao động từ 25-60 mỗi cm, trong đó h, t và d lần lượt là chiều dài, độ dày của dải dẫn và khoảng cách giữa các trung tâm của dải Khi các dải dẫn đủ hẹp, chất lượng hình ảnh sẽ rõ ràng nhờ hiệu ứng đổ bóng của lưới Tuy nhiên, nếu không đạt được điều này, lưới điện có thể bị di chuyển trong quá trình tiếp xúc Cần đạt được sự cân bằng giữa việc giảm bức xạ phân tán và cải thiện độ tương phản hình ảnh, trong khi vẫn đảm bảo liều lượng tia X cho bệnh nhân Sự cân bằng này được thể hiện qua hệ số Bucky F của lưới.
F=Thời gian phát tia nếu có tấm lưới/Thời gian phát tia nếu không có tấm lưới (1.13)
Hình 1.12 minh họa một sơ đồ hai chiều của lưới chống tán xạ đặt trên máy dò tia X, với các khu vực màu đen biểu thị cho vách dẫn mỏng được hỗ trợ bởi nhôm Hình bên phải thể hiện một chiều của lưới điện antiscatter, cho thấy tia X sơ cấp đi qua giữa các vách chì, trong khi các tia X bị tán xạ Compton sẽ bị hấp thụ bởi các vách này.
Màn hình tăng sáng
Độ nhạy nội tại của phim quang tuyến trong chụp X-quang rất thấp, yêu cầu bệnh nhân phải nhận liều bức xạ cao để có hình ảnh chất lượng tốt Để khắc phục vấn đề này, màn hình tăng sáng được sử dụng để chuyển đổi tia X thành ánh sáng, từ đó nâng cao độ nhạy của phim Sơ đồ mạch kết hợp giữa màn hình và phim tăng sáng được minh họa trong hình 1.13 Màn hình bao gồm một lớp nhựa bảo vệ bên ngoài dày khoảng 15μm, trong suốt với tia X, nằm trên lớp photpho dày từ 100 đến 500μm, nơi thực hiện quá trình chuyển đổi tia X thành ánh sáng Đế polyester dày khoảng 200μm giúp ổn định cơ học cho toàn bộ màn hình.
Ánh sáng phát ra từ lớp phosphor được phản chiếu bởi lớp oxit titan dày 20μm, giúp ngăn chặn mất mát ánh sáng qua đế và hướng về bộ phim Màn hình thường có hai mặt, ngoại trừ trong nghiên cứu X-quang chụp nhũ ảnh Việc kết hợp màn hình và phim tăng sáng mang lại độ nhạy cao hơn 50 lần so với việc chỉ sử dụng phim để phát hiện tia X Phim có độ nhạy cao giúp giảm dòng ống và liều lượng phơi nhiễm cho bệnh nhân Hơn nữa, sử dụng cùng một dòng ống với thời gian phát tia ngắn hơn có thể giảm thiểu hiện tượng mờ ảnh do chuyển động của bệnh nhân.
Hình 1.13 minh họa một sơ đồ của phim tia X/màn hình tăng sáng 2 chiều trong một "băng" cho hình ảnh Độ dày của màn hình tăng sáng ảnh hưởng lớn đến độ phân giải không gian của hình ảnh: màn hình mỏng cho phép ánh sáng đi một khoảng cách ngắn, tạo ra hình ảnh sắc nét hơn, trong khi màn hình dày hơn dẫn đến mức độ khuếch tán ánh sáng cao hơn, giảm độ phân giải không gian.
Lớp phosphor trong màn hình chứa các nguyên tố hiếm như Gadoli (Gd) và Lantan (La) trong ma trận polymer Hai loại màn hình phổ biến là Gd2O2S:Tb, phát ra ánh sáng ở 540 nm với hiệu suất chuyển đổi năng lượng cao 20%, và LaOBr:Tb, phát ra ánh sáng ở 475 nm với hiệu suất 18% Gd2O2S có khả năng hấp thụ tia X hiệu quả nhờ cạnh K 50 keV, trong khi LaOBr:Tb sử dụng công nghệ bộ phim đã phát triển từ phosphor cadimi vonfram trước đây Độ dày của lớp phosphor ảnh hưởng đến tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) và độ phân giải không gian của hình ảnh X-quang, với hệ số suy giảm tuyến tính μm dày thể hiện sự suy giảm tia X do màn hình tăng sáng.
Khi số lượng tia X được phát hiện tăng lên, hiệu ứng hấp thu cũng tăng theo, dẫn đến tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) cao hơn Để đạt được điều này, hai lớp tăng cường màn hình được sử dụng, tương tự như hình 1.13, giúp tăng gấp đôi độ dày của lớp phosphor Tuy nhiên, ánh sáng tạo ra trong các tinh thể phosphor phải đi qua một khoảng cách nhất định thông qua các lớp phosphor trước khi tạo phim, dẫn đến sự không chắc chắn về vị trí của bản gốc X-quang Kết quả là, độ phân giải không gian thấp hơn khi lớp phosphor càng dày.
"hàm trải quang," có hình dạng như một hình nón trên bên phải của Hình 1.13.
Phim Xquang
Phim X-quang có độ nhạy cao nhất với ánh sáng xanh lá cây hoặc xanh lục, tùy thuộc vào loại màn hình tăng cường sử dụng, như Gd hoặc La Hai loại phim chính là phim đơn sắc, nhạy cảm với tia cực tím và ánh sáng xanh lục, và phim chính sắc, được thiết kế để nhạy cảm hơn với ánh sáng xanh lá cây Hầu hết các phim là nhũ tương kép với lớp nhũ tương ở hai bên tấm nhựa trong suốt, chứa các hạt nhũ bạc có kích thước từ 0.2 đến 1.5μm Khi tiếp xúc với ánh sáng, một "hình ảnh tiềm ẩn" hình thành, và sau đó, quá trình khử hóa từ muối bạc thành kim loại bạc tạo ra màu đen Khu vực tối trên phim tương ứng với suy giảm tia X thấp, trong khi khu vực sáng hơn tương ứng với suy giảm cao Độ hóa đen của phim phụ thuộc vào cường độ ánh sáng và thời gian tiếp xúc, được đo bằng mật độ quang học (OD).
Cường độ ánh sáng tới là I i, trong khi I t là cường độ ánh sáng truyền qua phim Khi phim càng tối, mật độ quang học (OD) càng cao OD có đặc tuyến logarit do các phản ứng sinh lý của mắt đối với cường độ ánh sáng tuân theo quy luật logarit.
Mối quan hệ giữa OD và vùng phát tia được minh họa qua đồ thị đặc tuyến D/ log E trong hình 1.14 Đồ thị này thể hiện các điểm quan trọng cần lưu ý, giúp người đọc hiểu rõ hơn về sự tương tác giữa OD và vùng phát tia.
OD không có giá trị nếu không có tiếp xúc với tia X, với ranh giới hay "vết mờ" tương ứng với độ đục tự nhiên của phim X-quang và sự suy giảm hóa học của halogen bạc trong quá trình tăng cường Mức độ mờ thường nằm trong khoảng OD từ 0,1 đến 0,3 Ở các vùng phát tia thấp và cao như chân và vai, đồ thị OD so với mặt phát tia có hình dạng phi tuyến Do đó, thời gian phát tia hoặc tổng liều bức xạ quá thấp hoặc quá cao sẽ dẫn đến độ tương phản hình ảnh kém Khu vực lý tưởng của đường cong phản ánh mối quan hệ tuyến tính giữa OD và mặt phát tia.
Hình 1.14 (Trái) Đường cong đặc tuyến cho một phim X-quang (Phải) So sánh hai đường cong đặc tuyến cho phim nhanh (đường mảnh) và phim chậm (đường dày).
Phim X-quang,giống như phim chụp ảnh tiêu chuẩn, được đặc trưng về các thông số như độ tương phản, tốc độ và vùng hiển thị Tốc độ của phim là nghịch đảo của tiếp xúc cần thiết để tạo ra một OD ở trên mức độ mờ Ví dụ, một phim nhanh tạo ra một OD cho một tiếp xúc trong một thời gian nhanh hơn so với một phim chậm, như hiển thị bên phải của Hình 1.14 Độ tương phản của phim được cho bởi giá trị của gamma phim (Ÿ), được định nghĩa là độ dốc tối đa của vùng tuyến tính trên đường cong đặc tuyến:
Gamma cao thể hiện sự khác biệt rõ rệt trong phát tia giữa hai khu vực phim X-quang, dẫn đến sự tương phản cao giữa các vùng trong phim Vùng hiển thị phim được xác định bởi phạm vi giá trị phơi sáng, thường từ 0,5 đến 2,0, cho phép nhận diện sự tương phản hữu ích trên ảnh Một vùng hiển thị lớn tương ứng với giá trị gamma thấp, đồng nghĩa với độ tương phản hình ảnh kém Vùng hiển thị cũng được biết đến như phạm vi động của phim.
Thành phần vật lý của phim ảnh hưởng lớn đến chất lượng hình ảnh, với hạt nhũ bạc lớn mang lại độ nhạy cao nhưng độ phân giải kém Ngược lại, phim có hỗn hợp hạt kích thước khác nhau tạo ra độ tương phản hình ảnh tốt hơn, trong khi phim chỉ sử dụng một kích thước hạt sẽ dẫn đến độ tương phản thấp.
Thủ tục tự động điều khiển phát tia (AEC) được sử dụng để tối ưu hóa thời gian phát tia trong phim X-quang, nhằm tạo ra hình ảnh với độ tương phản cao nhất AEC hoạt động thông qua buồng ion hóa, thường chứa khí xenon, được đặt ở phía trước cassette phim mà không gây nhiễu đến hình ảnh Buồng này có nhiệm vụ đo cường độ chùm tia X-quang qua phim, và khi giá trị đạt đến mức mong muốn, nguồn tia X sẽ tự động tắt.
Thiết bị cho chụp Xquang điện toán và Xquang số
Mặc dù phim tia X có nhiều ưu điểm như tốc độ và tính đơn giản, tương lai của các phương pháp tạo ảnh chắc chắn sẽ chuyển sang hiển thị và lưu trữ số Ảnh số cho phép lưu trữ và chuyển giao nhanh chóng giữa các trung tâm lâm sàng, đồng thời có thể xử lý dữ liệu bằng các thuật toán hoặc bộ lọc khác nhau Để ảnh số trở thành tiêu chuẩn y tế, chất lượng hình ảnh cần phải đạt yêu cầu tương đương hoặc tốt hơn so với phim truyền thống.
X quang điện toán và chụp X quang số, hiện đang được sử dụng và đánh giá ảnh Xquang số.
Chụp X quang điện toán(CR ) sử dụng kích thích quang , tấm ảnh lưu trữ dựa trên phosphor để thay thế việc kết hợp màn hình tăng cường / phim Xquang tiêu chuẩn. Tấm ảnh này có một lớp phosphor ngoại tuyến hạt tinh thể Bari florat pha tạp với Eu hóa trị II ( Eu 2+ ) Khi tấm ảnh được tiếp xúc với tia X , các electron trong màn hình phosphor được kích thích lên mức năng lượng cao hơn và bị mắc kẹt trong vị trí lỗ trống halogen , tạo thành " trung tâm màu sắc " Lỗ được tạo ra bởi các electron Eu 2+ được oxy hóa thành Eu 3+ Quá trình oxy hóa này tồn tại trong khoảng thời gian nhiều giờ đến vài ngày Tại thời điểm thích hợp , các tấm ảnh tiếp xúc được đọc bằng cách sử dụng hệ thống quét laser Khi các tinh thể phosphor được chiếu xạ bằng laser , các trung tâm màu hấp thụ năng lượng , giải phóng các electron bị mắc kẹt, trở về trạng thái cân bằng hóa trị Khi đó, tạo ra ánh sáng màu xanh ở bước sóng 390 nm Ánh sáng này được chụp bởi thiết bị dò điện tử phát hiện trong đầu đọc ảnh, và các tín hiệu được số hóa và sắp xếp để tạo ảnh Sau khi quá trình đọc hình ảnh, ánh sáng dùng để xóa các tấm ảnh , có thể được tái sử dụng nhiều lần.
Kỹ thuật chụp X quang số (DR) sử dụng tấm dò phẳng (FPD) với mảng bóng bán dẫn mỏng (TFT), tương tự như công nghệ màn hình máy tính xách tay FPD được chế tạo từ một chất nền thủy tinh nguyên khối, với lớp mảng bóng bán dẫn silicon vô định hình phủ lên bề mặt Mỗi điểm ảnh của máy dò bao gồm một photodiode và chuyển mạch TFT, trong khi cấu trúc pha tạp Cesium Iodide (CsI) nhấp nháy, lớp phản xạ và lớp phủ bảo vệ than chì được đặt trên đầu mảng Lớp CsI bao gồm nhiều tinh thể Cesium Iodide mỏng, hình que với đường kính khoảng 6 - 10μm, liên kết với nhau và mở rộng từ bề mặt trên cùng của lớp CsI tới lớp nền nơi chúng được sản xuất.
Khi tia X được hấp thụ bởi thanh CsI, nó phát quang và tạo ra ánh sáng, ánh sáng này trải qua sự nội phản xạ trong chất xơ và được phát ra từ một đầu của sợi vào mảng TFT Tại đây, ánh sáng được chuyển đổi thành tín hiệu điện bởi điot phát quang, tín hiệu này sau đó được khuếch đại và chuyển đổi thành giá trị số cho từng điểm ảnh thông qua chuyển đổi tương tự-số Mỗi điểm ảnh có kích thước 200 × 200μm, trong khi một hệ thống DR thương mại điển hình có kích thước bản phẳng 41 × 41 cm với mảng TFT 2048 × 2048 phần tử Để giảm thiểu tán xạ, một lưới chống tán xạ với tỷ lệ lưới ~ 13:01 và mật độ dòng dải ~ 70 dòng trên mỗi cm được sử dụng Về chất lượng hình ảnh, DR mang lại lợi thế với phạm vi biến thiên rộng từ chuyển đổi số-tương tự, hiệu suất phổ lượng tử cao hơn (DQE) và khả năng tương đương với việc kết hợp màn hình tăng cường và phim.
Hình 1.15 minh họa sự xuất hiện của nhiễu trong ảnh X-quang, với bộ phim được tiếp xúc với tia X-quang "đồng nhất" Ở bên trái, hình ảnh không có đốm lượng tử; ở giữa là hình ảnh với giá trị đốm lượng tử thấp; và bên phải là hình ảnh có giá trị đốm lượng tử cao hơn.
Giá trị của DQE luôn nhỏ hơn 1 do bộ dò liên tục đưa tiếng ồn vào hệ thống Tuy nhiên, giá trị DQE cao hơn đồng nghĩa với việc SNR tăng lên cho một lượng photon nhất định vào máy dò Các hệ thống DQE cao của bản phẳng so với phim được cải thiện nhờ vào tính chất hấp thụ tia X của CsI, cùng với ma trận điểm ảnh dày đặc và thiết bị điện tử giúp giảm thiểu mức nhiễu.
Đặc điểm ảnh Xquang
Tỷ số tín hiệu trên nhiễu
Khi phim X-quang tiếp xúc với chùm tia X mà không có suy giảm giữa nguồn và phim, người ta có thể nghĩ rằng hình ảnh sẽ có độ tối đồng nhất Tuy nhiên, thực tế cho thấy cường độ tín hiệu phân bố không đồng đều, như minh họa trong hình 1.15.
Sự không đồng nhất trong hình ảnh X-quang có hai nguồn gốc chính: thứ nhất là sự phân bố thống kê của tia X từ nguồn, và thứ hai là không gian đáp ứng không đồng nhất của phim Yếu tố đầu tiên thường là nguồn gây nhiễu chính, có thể được xác định qua "đốm lượng tử", tức là phương sai thống kê về số lượng tia X trên một đơn vị diện tích Sai số này được đặc trưng bởi phân phối Poisson Nếu tổng số tia X phát hiện trên một đơn vị diện tích được ký hiệu là N, thì tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) của ảnh tỷ lệ thuận với căn bậc hai của N Do đó, các yếu tố ảnh hưởng đến SNR bao gồm số lượng tia X phát hiện.
1 Thời gian phát tia và dòng ống tia X: SNR tỷ lệ thuận với căn bậc hai của tích thời gian phát tia và dòng ống tia X.
2 Giá trị kVp: kVp càng cao,số lượng tia X năng lượng cao được tạo ra càng nhiều Điều này, làm tăng số lượng tia X đến bộ dò và tăng SNR.
3 Mức độ lọc tia X: mức độ lọc càng cao, số lượng tia X đến bộ dò càng giảm, và giá trị SNR thấp hơn ứng với 1 mức kVp và mA.
4 Kích thước của bệnh nhân: tia X phải đi qua mô có bề dày càng lớn, suy giảm năng lượng càng lớn, từ đó SNR càng thấp
5 Độ dày của lớp phosphor trong màn hình tăng cường: lớp dày hơn, tỷ lệ tia X ạo ảnh trên phim được tăng cường, và giá trị SNR cao hơn.
6 Hình dạng của lưới chống tán xạ: lưới với tỷ lệ chiều cao trên vách ngăn cao hơn, mức độ suy giảm do tán xạ Compton nhiều hơn so với tỷ lệ nhỏ hơn, và do đó làm giảm SNR của ảnh.
Thêm một yếu tố ảnh hưởng đến SNR
7 Tính đồng nhất của đáp ứng không gian của sự kết hợp màn hình tăng cường/phim: đáp ứng không đồng nhất chủ yếu là do sự khác biệt về số lượng các hạt bạc halogen trên mỗi đơn vị diện tích phim, và nhân tố thứ
Sự biến đổi của độ đồng nhất trong mật độ phospors trên mỗi đơn vị diện tích màn hình ảnh hưởng đến chất lượng hình ảnh Khi mức độ không đồng nhất tăng lên, tỷ lệ tín hiệu trên nhiễu (SNR) của ảnh sẽ giảm.
Độ phân giải không gian
Một số yếu tố ảnh hưởng đến độ phân giải của ảnh X-quang đã được mô tả:
1 Độ dày của màn hình tăng cường: màn hình càng dày, ánh sáng lan rộng hơn và độ phân giải không gian kém hơn.
2 Tốc độ của phim X-quang: phim nhanh bao gồm các hạt halogen bạc tương đối lớn, và do đó có độ phân giải không gian kém hơn so với phim chậm.
Hai yếu tố quan trọng khác như sau:
3 Kích thước hiệu dụng của tiêu điểm Xquang (hình 1.4): Thực tế là các nguồn tia X có kích thước hữu hạn cho kết quả ra hiện tượng gọi là hình dạng không sắc nét Điều này làm mờ ảnh, trong đó thể hiện rõ nhất ở biên của các mô khác nhau, trong trường hợp này tạo ra hiệu ứng gọi là một vùng nửa tối Mức độ mờ ảnh phụ thuộc vào kích thước tiêu điểm hiệu dụng f và khoảng cách giữa nguồn tia X và bệnh nhân S0 và nguồn tia X và bộ dò S1, thể hiện trong hình 1.16.
Sử dụng lượng giác đơn giản, chúng ta tính được kích thước của vùng nửa tối, ký hiệu P, từ
Để cải thiện độ phân giải không gian của ảnh, cần tăng khoảng cách từ nguồn đến các máy dò và giảm kích thước tiêu điểm hiệu dụng f Việc tăng đường kính nguồn sẽ làm tăng sự không sắc nét trong hình ảnh, trong khi giảm khoảng cách từ đối tượng đến bộ dò sẽ giúp giảm sự không sắc nét Ngoài ra, việc tăng khoảng cách từ nguồn tới đối tượng, với S1 – S0 không đổi, cũng góp phần giảm sự không sắc nét.
4 Độ khuếch đại liên quan đến quá trình tạo ảnh: Từ hình 1.16, độ khuếch đại m được cho bởi: m = S 1
Kích thước tiêu điểm hiệu dụng trong tạo ảnh thường nằm trong khoảng 0,6 đến 1,2 mm, với việc tăng giá trị của m sẽ làm tăng độ không sắc nét, do đó bệnh nhân cần được đặt gần máy dò nhất có thể Trong các thủ tục khuếch đại quang tuyến, anot đặc biệt được sử dụng để đạt kích thước tiêu điểm hiệu dụng 0,1 mm, cho phép đạt độ khuếch đại lên đến 1,5 khi các máy dò được đặt xa bệnh nhân.
Mỗi thành phần trong hệ thống tạo ảnh góp phần vào việc làm mờ hình ảnh, và độ phân giải không gian của hình ảnh Rtotal phản ánh sự kết hợp của tất cả các yếu tố này.
Rscreen, Rfilm, Rspot size và Rmag là những thông số quan trọng góp phần vào Rtotal, được mô tả chi tiết trước đó Một trong những biện pháp phổ biến nhất để đo lường độ phân giải không gian trong chụp X-quang là tính năng trải đường LSF.
LSF là phương pháp đo đơn giản nhất, sử dụng lưới với các vách dẫn song song Khi LSF rộng hơn, hình ảnh sẽ có nhiều vùng mờ hơn Phương pháp này cũng thường được áp dụng để tính toán tính năng chuyển điều chế (MTF) của hệ thống tạo ảnh, như đã nêu trong mục 5.2.3.
Tỷ lệ tương phản trên nhiễu
Độ tương phản của ảnh liên quan đến sự khác biệt cường độ tín hiệu giữa các vùng cơ thể, như trong chụp X quang ngực, nơi độ tương phản giúp phân biệt giữa xương và mô mềm Khả năng giải thích ảnh của bác sĩ phụ thuộc vào giá trị CNR, tức là sự khác biệt trong SNR giữa xương và mô mềm Tất cả các yếu tố ảnh hưởng đến SNR, bao gồm thời gian phát tia, dòng ống, giá trị kVp, lọc tia X, kích thước bệnh nhân, bộ dò hiệu dụng và đáp ứng phim đồng nhất, cũng sẽ ảnh hưởng đến CNR.
Độ phân giải không gian ảnh hưởng đến CNR, vì một điểm trải rộng có thể làm mờ ranh giới giữa các mô khác nhau, dẫn đến giảm chất lượng hình ảnh CNR Các thông số như kích thước tiêu điểm X-quang, độ dày màn hình tăng cường, độ khuếch đại và tốc độ phim cũng đóng vai trò quan trọng trong việc ảnh hưởng đến CNR.
Ngoài ra, các thông số sau cũng ảnh hưởng đến CNR của ảnh:
1 Năng lượng của tia X do nguồn tạo ra: Nếu sử dụng tia X năng lượng thấp, hiệu ứng quang điện chiếm ưu thế, và giá trị của bone và soft tissue
Khi sử dụng tia X năng lượng cao, tán xạ Compton trở thành tương tác chính, dẫn đến việc xác suất xảy ra tán xạ này gần như không phụ thuộc vào số nguyên tử, làm giảm đáng kể độ tương phản Mặc dù vẫn còn một số độ tương phản do tán xạ Compton phụ thuộc vào mật độ điện tử, xương có mật độ điện tử cao hơn mô mềm, nhưng sự giảm sút độ tương phản là rõ rệt so với khi sử dụng năng lượng tia X thấp Ngoài ra, việc sử dụng tia X năng lượng rất thấp cũng gây ra mức nhiễu tương đối lớn do hiện tượng đốm lượng tử.
2 FOV của hình ảnh X-quang: giá trị của FOV giữa10 và 30 cm, tỷ lệ bức xạ tán xạ Compton tới bộ dò tăng tuyến tính với FOV, và do đó CNR giảm nếu tăng FOV FOV trên 30 cm, tỷ lệ không đổi.
3 Độ dày của phần cơ thể được tạo ảnh: Các phần dày hơn, tán xạ Compton tăng và số lượng tia X đến bộ dò giảm Cả hai yếu tố làm giảm CNR của ảnh.
4 Hình dạng của lưới chống tán xạ: Như đã nêu tại mục 1.5.2, có một sự cân bằng giữa các SNR của ảnh và sự đóng góp của tán xạ Compton tới ảnh Yếu tố mà độ tương phản được cải thiện bằng cách sử dụng một lưới chống tán xạ được cho bởi:
R là tỷ lệ tá xạ từ tia X sơ cấp tác động vào lưới, p là bức xạ sơ cấp truyền qua lưới, và s là các bức xạ tán xạ truyền qua lưới.
5 Các thuộc tính của sự kết hợp màn hình tăng cường / phim: Lý tưởng nhất, các máy dò khuếch đại sự tương phản nội tại do sự suy giảm tia X,như vậy mà sự khác biệt trong OD của phim tăng cường lớn hơn sự khác biệt về cường độ tia X tới.
