Đang tải... (xem toàn văn)
TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ VIỂN THÔNG ❧❧•❧❧ BÀI DỊCH MÔN CÔNG NGHỆ CHẨN ĐOÁN HÌNH ẢNH 1 Đề tài Máy chụp X quang số GVHD Ts Nguyễn Thái Hà Sinh viên thực hiện Phạm Minh Tuấn 20134329 Hà Nội, 012017 19 Tính vật ý của hệ thống X Quang kỹ thuật số J A Rowlands Sunnybrook và Trung tâm cao đẳng Khoa học Y tế phụ nữ, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5 Nhận ngày 23 tháng bảy năm 2002 Đăng ngày 20 Tháng 11 năm 2002 Trực tuyến tại stacks iop orgPMB4.
TRƯỜNG ĐẠI HỌC BÁCH KHOA HÀ NỘI VIỆN ĐIỆN TỬ - VIỂN THƠNG -❧❧•❧❧ - BÀI DỊCH MƠN CƠNG NGHỆ CHẨN ĐỐN HÌNH ẢNH Đề tài: Máy chụp X quang số GVHD: Ts Nguyễn Thái Hà Sinh viên thực hiện: Phạm Minh Tuấn 20134329 Hà Nội, 01/2017 Tính vật ý hệ thống X Quang kỹ thuật số J A Rowlands Sunnybrook Trung tâm cao đẳng Khoa học Y tế phụ nữ, Đại học Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5 Nhận ngày 23 tháng bảy năm 2002 Đăng ngày 20 Tháng 11 năm 2002 Trực tuyến stacks.iop.org/PMB/47/R123 Mô tả Hệ thống chụp X quang điện kỹ thuật số (CR) dựa Cassette tiếp tục phát triển song song với hệ thống tích hợp, hệ thống đọc X quang kỹ thuật số (DR) Chất lượng hình ảnh hệ thống CR ngày gần giới hạn lý thuyết đáng kể với DR Cải thiện chất lượng hình ảnh CR địi hỏi khái niệm cải thiện Mục đích nghiên cứu xác định hạn chế hoạt động CR Điều cung cấp tảng cho phát triển phương pháp để cải thiện hệ thống CR Nó hướng dẫn nghiên cứu việc thiết kế hệ thống CR tốt để cạnh tranh với hệ thống DR thông số chất lượng hình ảnh hiệu suất lượng tử thám tử trì CR thuận tiện việc xách tay kinh tế 1.Giới thiệu Ngày chụp X quang kỹ thuật số (CR) dựa việc sử dụng chất lân quang photostimulable, mà gọi chất lân quang lưu trữ (Sonoda et al 1983) Họ nhà kinh doanh máy dị thành cơng cho chụp X quang kỹ thuật số Các chất lân quang sử dụng thường xuyên gia đình bari fluorohalide (Barnes 1993) dạng bột gửi lên chất để tạo thành hình hình chế hấp thụ tia X giống hệt với hình phosphor thường sử dụng với phim Chúng khác tín hiệu quang học hữu ích khơng có nguồn gốc từ ánh sáng phát phản ứng tức thời với xạ cố, lại có khí thải tiềm ẩn sau hình ảnh, bao gồm phí bị mắc kẹt, quang học kích thích phát hành từ bẫy siêu bền Điều gây nên trình gọi photostimulated phát quang (PSL) dẫn đến phát xạ bước sóng ánh sáng (màu xanh) ngắn tỷ lệ thuận với gốc chiếu xạ x-ray Trong CR, ảnh (IP) có chứa phosphor lưu trữ đặt bao vây kín mít, tiếp xúc với hình ảnh x-ray sau đọc cách quét raster với laser để phát hành PSL Ánh sáng màu xanh PSL thu thập với hướng dẫn ánh sáng phát với ống nhân quang (PMT) Các tín hiệu PMT số hóa để hình thành hình ảnh sở điểm với điểm (Fujita et al 1989) Việc chấp nhận rộng rãi CR phạm vi lớn động, tính chất, kỹ thuật số, dễ dàng tính di động độc đáo chất lượng hình ảnh nội hệ thống CR cải thiện gần 20 năm mà họ có sẵn Họ công nghệ kỹ thuật hàng đầu , khơng thể vượt qua điểm yếu chất lượng hình ảnh vốn có họ CR dựa việc sử dụng hình lưu trữ phosphor băng coi bổ sung cạnh tranh trực tiếp với hệ thống tích hợp đọc X quang kỹ thuật số (DR) Có nhiều phương pháp để DR (Yaffe Rowlands 1997), đến ngày thành cơng hệ thống hình phẳng dựa mảng ma trận chủ động (Rowlands Yorkston 2000) phẳng gần "hoàn hảo" biện pháp định lượng hiệu hình ảnh khơng x-ray chuyển tới hình ảnh kỹ thuật số Về vấn đề DR vượt xa khả CR Vì vậy, với chất lượng hình ảnh đạt với hình-phim để phù hợp với DR, thay đổi cần thiết cách tiếp cận để CR Một số ứng dụng đầy hứa hẹn 1.1 Bối cảnh lịch sử Việc đổi phát triển CR Kodak (Luckey 1975) người hình thành lưu trữ hình ảnh x-ray hình phosphor Nó địi hỏi kỹ thuật đáng kể khái niệm ứng dụng cách Fuji (Kotera et al 1980) để sản xuất hình ảnh y tế x-ray Fuji, nhà phát triển CR thập niên tám mươi, sử dụng BaFBr: EU2 + phosphor cách tiếp cận băng dựa Trong thời gian này, Agfa Kodak thực nghiên cứu phát triển phương pháp bị hạn chế thương mại hóa vấn đề sáng chế mâu thuẫn sợ gây tổn hại sở cài đặt hình-phim, tương ứng Trong thời đại tác lưu trữ quan sát thấy ứng dụng hình-phim nơi mà gây tác dụng không mong muốn in thông qua, hình ảnh mờ nghĩa tiếp xúc trước hình xuất phim tiếp xúc băng cassette Các tác dụng lưu trữ có liên quan đến tượng phát quang nhiệt làm vật liệu chiếu xạ, ví dụ: thermoluminescence Cả hai phát sáng quang thermoluminescence có lịch sử lâu dài mà truy trở lại năm 1603 (McKeever 1985, Kato 1994, Seibert 1997) chuyển tiếp để trình bày ứng dụng ngày y học (ví dụ xạ dosimetry), sinh học (ví dụ readout phóng xạ đánh dấu gelelectrophoresis) nơi khác (ví dụ khảo cổ học) 1.2 Đánh giá sơ lược Đã có hai đánh giá tồn diện trước khoa học công nghệ CR (Kato 1994, Seibert 1997) Một văn gần (Beutel et al 2000) không cụ thể nhắm mục tiêu CR phù hợp Một đánh giá kịp thời khoa học cơng nghệ hệ thống giữ nguyên khái niệm tích cực điều tra Trong việc xem xét hoạt động phosphor photostimulable nêu Sau đó, hai thành phần hệ thống CR ngày nay, hình (hoặc hình ảnh tấm) loại đầu đọc thơng dụng (bay chỗ), mô tả kết hợp CR đầu đọc hình thành hệ thống CR đầy đủ chức sau Từ hạn chế hệ thống CR ngày trích lập tiểu thuyết, phương pháp tiếp cận xác định Các khả hệ thống mô tả lâm sàng khu vực tiềm cải thiện xác định 2.1 Photostimulable phosphors Operation of photostimulable phosphors Các phần sau phác thảo loại phốt photostimulable sử dụng CR Các tượng vật lý phát sinh chất lân quang thông thường tượng độc Phosphor photostimulable thảo luận 2.1.1 Các loại chất lân quang photostimulable Các chất lân quang photostimulable sử dụng cho CR lần BaFBr: EU2 + Cấu trúc tinh thể khơng-khối, I.E Cung cấp cho cấu trúc có lớp tăng lên hạt phosphor với thể thay giống hình thái khối nhiều mong muốn (Blasse Grabmaier 1994) BaFBr: EU2 + phosphor lưu trữ in tốt lưu trữ thật hình ảnh tiềm ẩn thời gian dài, vd tiềm ẩn hình ảnh sau chiếu xạ ~ 75% would kích thước ban đầu (Kato 1994) Tập hợp phosphor BaFX: EU2 + X halogen Cl, Br I (hoặc hỗn hợp tùy add) Được nghiên cứu rộng rãi Thẻ Phosphor thời gian phân rã sau photostimulation tất those gọi để Khoang (~ 0,7 QSD) tất sử dụng Chung CR Trong văn học trước có rồng lưu ý cho BaFCl sâu: EU2 + loại bỏ mà Trong năm gần hầu hết nhà sản xuất sử dụng BaFBr0.85I0.15: EU2 + không cho Augmented xray hấp thu cận biên sánh lớn BaFBr: EU2 +, thay cho trận quang học tốt bước sóng kích thích tối đa phosphor để diode laser Konica sử dụng tinh khiết Gần BaFI: EU2 + in ấn thương mại hệ thống (Nakano et al 2002) trường hợp thay đổi hấp thu quan trọng RbBr: Tl + khối có lợi mà làm thành lớp cấu trúc kim Bằng cách hướng ánh sáng lên bề mặt, chí lớp dày đạt độ phân giải cao Tuy có bất lợi hình ảnh tiềm ẩn nhanh chóng (vài chục giây) làm cho khơng phù hợp cho hệ thống băng (theo Nakazawa et al 1990) Konica sử dụng tài liệu để tích hợp với kính CR để nhanh chóng đọc chỗ sau chấm dứt tiếp xúc CsBr: EU2 + khối, thực cấu trúc kim, có hình ảnh ổn định tiềm ẩn photostimulated Agfa đề xuất sử dụng vật liệu hai băng tích hợp(Leblans et al 2001) Quang phổ ánh sáng phát phosphor hiệu kiểm sốt lỗng ( Ví dụ Trong thực tế W ≈ 3Eg (1) Điều chứng minh để áp dụng cho tất chất bán dẫn, photoconductors lĩnh vực chống thấm (Klein 1968) đó, đại diện cho nhu cầu lượng hạn chế cho sản xuất EHP trạng thái rắn Tuy nhiên, lân quang thơng thường có giai đoạn trước ánh sáng phát ra, ehps phải phép tái hợp với phát xạ xạ Q trình thực tiếp cận hiệu 100% cách kết hợp chất kích hoạt thích hợp, hình thành phát quang trung tâm tái tổ hợp Do phương trình (1) áp dụng cho chất lân quang kích hoạt sử dụng để thiết lập giá trị gần cho giới hạn W phosphor lần 2.1.3 Cơ chế việc bẫy photostimulation Trong Phosphor photostimulated có nhiều giai đoạn việc chuyển đổi lượng vụ việc ánh sáng quy ước phosphor Mỗi giai đoạn gây hiệu tăng W Trong bảng tính chất vật lý số chất lân quang thông thường quan trọng photostimulable bao gồm W bước sóng λ ánh sáng phát hoạt niêm yết đại diện cho cập nhật bảng cổ điển Arnold (1979) Một tính đáng ý tăng chuyển đổi cho chất lân quang photostimulable thứ tự cường độ nhỏ cho chất lân quang thông thường Bảng Tính chất vật lý chất lân quang thông thường photostimulable Trong phosphor lưu trữ, exciton bị mắc kẹt mà khơng có phát xạ ánh sáng Người ta tin photostimulation xảy sau đó, đánh bẫy phải xảy trang web không gian tương quan với activator Điều gọi phức PSL thể hình (b) Các mức lượng tinh thể quan trọng cho hoạt động lưu trữ phosphor hiệu Sự khác biệt lượng bẫy electron dẫn cạnh phải đủ nhỏ phép kích thích với ánh sáng laser,và chưa đủ lớn để ngăn chặn đáng kể nhiệt ngẫu nhiên phí vận xa bẫy Trong BaFBr: EU2 + lưu trữ hình ảnh do: (i) electron bẫy ion dương (Br F) tuyển dụng, tạo thành F-trung tâm, (ii) lỗ bẫy địa điểm không xác định (Blasse Grabmaier 1994) Một trang web phát quang photostimulated kích hoạt trung tâm PSL cho xếp ba thành phần không gian tương quan: điện tử bẫy, bẫy hố trung tâm kích hoạt phát quang Quang phổ phát xạ PSL tương quan với trình chuyển đổi nội activator, EU2 + Phổ kích thích có tương quan với phổ hấp thụ F-trung tâm cho thấy bước trình kích thích kích thích electron bị mắc kẹt Tuy nhiên, người ta tin không hiệu lớn phát sinh ~80% electron bị mắc kẹt điểm F ~20% trang web Br sau đóng góp cho PSL (von Seggern et al 1988, Thoms et al 1991) Nó lần nghĩ lỗ bị mắc kẹt trang web hoạt (EU2 +) làm tăng hóa trị để Eu3 + (Takahashi et al 1984, 1985) Tuy nhiên khơng có thay đổi spin electron quang phổ cộng hưởng sau chiếu xạ x-ray, chế bẫy khơng tác (Schweizer 2001) Như chất bẫy lỗ nghi ngờ chi tiết tồn q trình biết đến khoảng Trong RbBr kim phosphor: Tl + trung tâm phát quang Tl + ion; electron bị mắc kẹt vị trí tuyển dụng Br; lỗ giả định bị mắc kẹt ion Tl + (Blasseand Grabmaier 1994) kích thích quang học kích thích electron, tái kết hợp với lỗ Tl + suất ánh sáng PSL Có nhiều chất lân photostimulable khác cơng bố có liên quan để ứng dụng CR nghiên cứu quan thực vào lớp học lớn vật liệu (Shimada et al 1991) Rất có thêm nhiều khám phá cải tiến phải thực để phốt biết đến Điều quan trọng tiếp tục để hiểu rõ hoạt động chất lân quang lưu trữ để vị trí để cải thiện hình ảnh họ tính chất 2.2 tính X-ray phosphor photostimulable Các x-quang số sử dụng chất lượng hình ảnh hạn chế hình ảnh x-ray nhiễu phát sinh từ tương tác ngẫu nhiên x-quang với máy dị Các xung vng tỉ lệ tín hiệu-nhiễu (SNR) đầu vào SNR2 dò trong, tức SNR cuối mà máy dò hồn hảo đạt được, với số việc chụp X-quang máy dò NI Tại đầu máy phát SNR2 = Nd (số xquang phát hiện) cho máy dò mà đếm x-quang Tỷ lệ phát cố x-quang gọi hiệu suất lượng tử AQ Do đếm photon phát (2) Từ phương trình (2) rõ ràng AQ yếu tố định quan trọng chất lượng hình ảnh cuối từ máy dị x-ray Trong hình 2, 10 so với hệ thống trước (Cowen et al 1993) Đối với hệ thống xquang, phép đo quan trọng chất lượng hình ảnh liều bệnh nhân, cựu phụ thuộc nhiều vào sau chụp X quang tính tốn so với phim số hóa từ kết hợp phim hình (Yoshimura et al 1993) hình ảnh chất lượng khó để so sánh hệ thống hình ảnh họ vốn khác tài sản (Fuhrman et al 1988) Một khái niệm kỹ thuật thú vị để lộ IP CR băng với hệ thống hình cuộn phim thơng thường, việc có lần xuất hồn hảo CR hình ảnh hình quay phim tiếp xúc khơng có xạ bổ sung (Chotas et al 1991, MacMahon et al 1991, Sanada et al 1991, Wilson Tây 1993) Các nghiên cứu gần sử dụng phương pháp tiếp cận thông thường (Cook et al 1994) so sánh CR chống lại hệ thống DR (Rồng et al 2001) Có thỏa thuận cho dù chất lượng hình ảnh CR tốt hơn, tồi tệ tương tự hình-phim Trong hệ thống kỹ thuật số tiếp xúc thay đổi phạm vi rộng lớn cung cấp hình ảnh tối ưu tươi sáng với cường độ giai điệu trung bình quy mơ Trong thực tế, có biên độ hẹp mà hình ảnh chủ quan tương đương với hình-phim Đây sở cho tuyên bố hai lần tiếp xúc cần thiết cho CR chuẩn (Huda et al 1997, Seibert et al 1996) để đạt nhận thức đặc trưng nhiễu hình ảnh thường sử dụng 400 tốc độ hình-phim, ví dụ ~2.5 μGy có nghĩa tiếp xúc để có mật độ quang học sở cộng với sương mù, kể từ CR tiêu chuẩn coi ~200 tốc độ (5 μGy có nghĩa tiếp xúc) Đây tiêu chí chủ quan, dựa hệ thống có MTFs khác hành vi tiếng ồn quan trọng đại diện cho đồng thuận lâm sàng Hệ thống đồ tạo tác Các hình thức đồ tạo tác bệnh mà chúng ngụy trang bắt chước tài liệu (Oestmann et al 1991, Solomon et al 1991, Cesar et al 2001) Một tiêu chí sử dụng bác sĩ X quang chất lượng hình ảnh so sánh phim xuất tiếng ồn x-ray hình ảnh đốm lượng tử Bất kỳ dấu hiệu trực quan đốm làm hình ảnh khơng thể chấp nhận Việc làm mờ CR, cách giảm băng thông x-ray, làm giảm hiệu xuất tiếng ồn Việc kiểm 63 soát vĩ độ (Chotas Ravin 1992) quan trọng chất kỹ thuật số CR làm cho lượng hình ảnh (Floyd et al 1990) cụ thể ứng dụng lâm sàng CR xem xét 7.1 Di động hệ thống phosphor Photostimulable sử dụng rộng rãi cho trường hợp khẩn cấp chụp X quang giường nơi nhạy readout biến cho phép bồi thường có hiểu biết tiếp xúc nhiều vấn đề Máy chụp X quang ngực trình bày vấn đề cụ thể (Niklason et al 1993) đặc biệt tình chăm sóc đặc biệt (Jennings et al 1992) Trong ứng dụng cạnh giường ngủ xác xếp hàng mạng lưới khơng thực tế phân tán (Floyd et al 1992) khó kiểm sốt 7.2 Chụp X quang chung Đối với chụp X quang ngực, nghiên cứu so sánh nhận thức ngưỡng CR so với hình-phim (Dobbins et al 1992, Launders Cowen 1995), chuyển đổi gián tiếp hình phẳng tạo ảnh (Rồng et al 2001), selen dựa hệ thống (Bernhardt et al 1999) thực yêu cầu liều xạ cho người lớn (Marshall et al 1994) nhi khoa (Kogutt et al 1988, Huda et al 1996) nghiên cứu Oda et al (1996) xác định chất lượng tối ưu chùm Lo et al (1994) cho thấy ưu điểm điều chỉnh cho phân tán sử dụng kỹ thuật chùm dừng Một one-shot lượng kép thủ tục CR (Ishigaki et al 1988) điều tra để phát nốt phổi (Kido et al 1993) so sánh với đối xứng hìnhphim (Kelcz et al 1994) nghiên cứu với biến thể liều có thực (Kimme-Smith et al 1995, 1996) Đối với người lớn (Murphey et al 1992) trẻ em (Kottamasu et al 1997) xương, tứ chi (Wilson et al 1991), tay (Swee et al 1997), cột sống cổ tử cung vẹo cột sống (Jonsson et al 1995) (Wilson al 1994 et) xác định hữu ích ứng dụng CR Sự kết hợp cân với CR điều tra (De Rooy et al 1993, Dobbins et al 1993) Các ứng dụng CR để phóng to hình ảnh X quang hiển nhiên, kể từ phóng đại địi hỏi phải tăng khoảng cách máy dò bệnh nhân, IP từ x-ray nguồn Sử dụng hình-phim với tốc độ chụp ảnh phóng xạ cố định địi hỏi xạ thêm cho bệnh nhân để có hình ảnh tiếp xúc đầy đủ 64 CR hoạt động tốt liều giảm bớt để tiếp xúc dựa yêu cầu xạ nhiệm vụ chụp ảnh không đơn giản công nghệ (Nakano et al 1986, 1987) Một lập luận tương tự sử dụng cho ứng dụng CR đến giai đoạn hình ảnh tương phản nơi có nhu cầu cho khoảng cách kiên nhẫn-hinh lớn kết hợp với độ phóng đại nhỏ tốt (để tránh mối chỗ làm mờ) cho thêm tự cho tối ưu hóa khơng có sẵn với hình-phim (Ohara et al 2002) 7.3 Mammography CR chụp nhũ ảnh đầu sử dụng 100 micron pixel IP HR thường (Higashida et al 1992, Cowen et al 1997b) với đón nhận nhiều Sử dụng bóng ma tương phản chi tiết đặc biệt thiết kế để chụp nhũ ảnh (Jarlman et al 1991, Cowen et al 1992), nghiên cứu khả hiển thị vôi nhỏ (Cowen et al 1997a) phân tích tuyến tính (Workman et al 1994) chứng minh hiệu suất so sánh với hình-phim độ phân giải hạn chế nghèo Những kết xác nhận nghiên cứu lâm sàng Trung Hoa Dân Quốc (Brettle et al 1994) Tuy nhiên, đời hệ thống DR hình phẳng với hiệu cải thiện liều MTF (Cowen et al 1997b) làm tăng kỳ vọng độc giả với kích thước 50 micron điểm ảnh CR hệ thống X quang vú hai mặt readout (Jouan 1999, Arakawa et al 2000) kết cải thiện (Seibert et al 2002) thử nghiệm lâm sàng hệ thống bắt đầu 65 Nhận xét kết luận Chụp X quang số, dựa việc sử dụng IP phosphor photostimulable, cách tiếp cận thực tế để chụp X quang kỹ thuật số Nó thâm nhập thực ngóc ngách thực tế lâm sàng chụp X quang Kết hợp với cassette, sử dụng phịng X-quang thơng thường IP sản xuất thuận tiện khu vực rộng Lần đọc so sánh với tiêu chuẩn hình-phim phải coi chấp nhận Nó khơng có tính tức thời nên khơng đánh giá hình ảnh giống DR Không giống hình-phim, q trình đọc CR địi hỏi phải có sản phẩm tiêu thụ Như PACS (lưu trữ hình ảnh thơng tin liên lạc hệ thống) trở nên phổ biến hơn, có số lượng nhỏ có nhu cầu cho phim để chẩn đốn lưu trữ CR IP có phản ứng tuyến tính phạm vi rộng cường độ x-ray, xố hồn tồn đơn giản cách tiếp xúc với nguồn ánh sáng kích thích đồng Hệ thống dựa việc sử dụng máy quét chỗvà BaFBr0.85I0.15: EU2 + BaFI: EU2 + bột phosphor IP phát triển cao hoàn thiện giới hạn công nghệ bột phosphor giới hạn vật lý khơng thích hợp ngăn chặn chế độ CR đạt hành vi lý tưởng CR hệ thống có độ 66 phân giải tương đối nghèo DQE so với hệ thống DR hình phẳng tạo ảnh Các phương pháp để cải thiện hiệu suất CR cần phải nghiên cứu Giống đầu kim phosphor, đầu đọc máy qt tuyến tính sử dụng phốt suốt cho phép phương pháp cạnh tranh Các lý thuyết sở CR chưa cho phép dự đốn xác đặc tính hình ảnh CR dường sẵn sàng để thực bước nhảy vọt phía trước Điều nên thực hội thách thức nhà vật lý ;y tế để góp phần vào phát triển hiểu biết phương thức quan trọng Acknowledgment The National Cancer Institute of Canada (NCIC) financially supports this work through a Terry Fox Program Project Grant ‘Imaging for Cancer’ Tài liệu tham khảo Alvarez R E 1996 Active energy selective image detector for dual-energy computed radiography Med Phys 23 1739–48 Arakawa S, Itoh W, Kohda K and Suzuki T 1999 Novel computed radiography system with improved im age quality by detection of emissions from both sides of an imaging plate Proc SPIE 3659 572-81 Arakawa S, Yasuda H, Kohda K and Suzuki T 2000 Improvement of image quality in CR mammography by detection of emissions from dual sides of an imaging plate Proc SPIE 3977 590–600 Arnold B A 1979 Physical characteristics of screen–film combinations The Physics of Medical Imaging: Recording System Measurements and Techniques (AAPM Medical Physics Monograph no 3) ed A G Haus (New York: AIP) pp 30–71 Barnes G T 1993 Digital x-ray image capture with image intensifier and storage phosphor plates: imaging principles, performance and limitations Digital Imaging (AAPM Monograph no 22) ed W R Hendee and J H Trueblood (Madison: Medical 67 Physics) pp 23–48 Bernhardt T M, Otto D, Reichel G, Ludwig K, Seifert S, Kropf S and Rapp-Bernhardt U 1999 Detection of simulated interstitial lung disease and catheters with selenium, storage phosphor and film-based radiography Radiology 213 445–54 Beutel J, Kundel H L and VanMetter R L 2000 Handbook of Medical Imaging Vol Physics and Psychophysics (Bellingham: SPIE) Blasse G and Grabmaier B C 1994 Luminescent Materials (Berlin: Springer) 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) Boone J M, Seibert J A, Sabol J M and Tecotzky M A 1999 Monte Carlo study of x-ray fluorescence in x-ray detectors Med Phys 26 905–16 Boone J M 2000 X-ray production, interaction, and detection in diagnostic imaging Medical Imaging Vol Physics and Psychophysics ed J Beutel, H L Kundel and R L Van Metter (Bellingham: SPIE) pp 1–78 Bradford C D, Peppler W W and Dobbins J T III 1999 Performance characteristics of a Kodak computed radiography system Med Phys 26 27–37 Brettle D S, Ward S C, Parkin G J, Cowen A R and Sumison H J 1994 A clinical comparison between conventional and digital mammography utilizing computed radiography Br J Radiol 67 464–8 Cesar L J, Schueler B A, Zink F E, Daly T R, Taubel J P and Jorgenson L L 2001 Artefacts found in computed tomography Br J Radiol 74 195–202 Chan H-P and Doi K 1984 Studies of x-ray energy absorption and quantum noise properties of x-ray screens by use of Monte Carlo simulations Med Phys 11 37–46 Chotas H G and Ravin C E 1992 Digital radiography with photostimulable storage phosphors: control of detector latitude Invest Radiol 27 822–8 Cook L T, Insana M F, McFadden M A, Hall T J and Cox G G 1994 Comparison of the low-contrast detectability of a screen–film system and third generation computed radiography Med Phys 21 691–5 Cowen A R, Brettle D S, Coleman N J and Parkin G J 1992 A preliminary investigation of the imaging performance of photostimulable phosphor computed radiography using a new design of mammographic quality control test object Br J Radiol 65 528–35 Cowen A R, Launders J H, Jadav M and Brettle D S 1997a Visibility of microcalcifications in computed and screen–film mammography Phys Med Biol 42 1533–48 68 Cowen A R, Parkin G J S and Hawkridge P 1997b A direct digital mammography image acquisition Eur J Radiol 918–30 Cowen A R, Workman A and Price J S 1993 Physical aspects of photostimulable phosphor computed radiography Br J Radiol 66 332–45 Cunningham I A 2000 Applied linear-systems theory Handbook of Medical Imaging Vol Physics and Psychophysics ed J Beutel, H L Kundel and R L VanMetter (Bellingham: SPIE) pp 79–160 Dainty J C and Shaw R 1974 Image Science: Principles, Analysis and Evaluation of Photographic-type Imaging Processes (London: Academic) DeBoer C D and Luckey G W 1988 Screens for storing x-ray images and methods for their use US Patent no 733 090 de Rooy T P, Oestmann J W, Schultze-Kool L J, Vrooman H and Buchmann F 1993 Advanced multiple beam equalization radiography (AMBER) combined with computed radiography preliminary evaluation Acta Radiol 34 445–9 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 171–81 Dobbins J T III, Ergun D L, Rutz L, Hinshaw D A, Blume H and Clark D C 1995 DQE(f ) of four generations of computed radiography acquisition devices Med Phys 22 1581–93 Dobbins J T III, Rice J J, Beam C A and Ravin C E 1992 Threshold perception performance with computed and screen–film radiography: implications for chest radiography Radiology 183 179–87 Dobbins J T III, Rice J J, Goodman P C, Patz E F Jr and Ravin C E 1993 Variable compensation chest radiography performed with a computed radiography system: design considerations and initial clinical experience Radiology 187 55–63 Dolazza E and Poulo L 1984 Optimal quantization of noisy signals Proc SPIE 454 403–174 Drangova M and Rowlands J A 1986 Optical factors affecting the detective quantum efficiency of radiographic screens Med Phys 13 150–7 Ergun D, Mistretta C A, Brown D E, Bystrianyk R T, Kwong Sze W, Kelcz F and Naidich D P 1990 Single-exposure dual-energy computed radiography: Improved detection and processing Radiology 174 243–9 Fahrig R, Rowlands J A and Yaffe M J 1995 X-ray imaging using amorphous selenium: detective quantum efficiency of photoconductive image receptors for digital mammography Med Phys 22 153–60 69 Fetterly K A and Hangiandreou N J 2000 Image quality evaluation of a desktop computed radiography system Med Phys 27 2669–79 Fetterly K A and Hangiandreou N J 2001 Effects of x-ray spectra on the DQE of a computed radiography system Med Phys 28 241–9 Fetterly K A, Hangiandreou N J and Schueler B A 2002 Measurements of the presampled two-dimensional modulation transfer function of digital imaging systems Med Phys 29 913–21 Floyd C E, Baker J A, Lo J Y and Ravin C E 1992 Measurement of scatter fractions in clinical bedside radiology Radiology 183 857–61 Floyd C E,Chotas H G, Dobbins J T III and Ravin C E 1990 Quantitative radiographic imaging using a photostimulable phosphor system Med Phys 17 454–9 Floyd C E, Lo J Y, Chotas H G and Ravin C E 1991 Quantitative scatter measurement in digital radiography using a photostimulable phosphor imaging system Med Phys 18 408–13 Flynn M J and Samei E 1999 Experimental comparison of noise and resolution for 2k and 4k storage phosphor radiography systems Med Phys 26 1612–23 Fuhrman C R, Gur D, Good B, Rockette H, Cooperstein L A and Feist J H 1988 Storage phosphor radiographs versus conventional film: Interpreters perceptions of diagnostic quality Am J Roentgenol 150 1011–4 Fujita H, Tsai D-Y, Itoh T, Doi K, Morishita J, Ueda K and Ohtsuka A 1992 A simple method for determining the modulation transfer function in digital radiography IEEE Trans Med Imaging 11 34–94 Fujita H, Ueda K, Morishita J, Fujikawa T, Ohtsuka A and Sai T 1989 Basic imaging properties of a computed radiographic system with photostimulable phosphors Med Phys 16 52–9 Gingold E and Schaetzing R 2001 Recent advances in computed radiography technology 2001 AAPM Annual Meeting (private communication) Ginzburg A and Dick C E 1993 Image information transfer properties of x-ray intensifying screens in the energy range from 17 to 320 keV Med Phys 20 1013– 21 Higashida Y, Moribe N, Morita K, Katsuda N, Hatemura M, Takada T, Takahashi M and Yamashita J 1992 Detection of subtle microcalcifications: Comparison of computed radiography and screen–film mammography Radiology 183 483–6 Hillen W, Eckenbach W, Quadfleig P and Zaengel T 1991 Signal-to-noise performance in cesium iodide x-ray fluorescent screens Proc SPIE 1443 120–31 70 Hillen W, Schiebel U and Zaengel T 1987 Imaging performance of a digital storage phosphor system Med Phys 14 745–51 Holl I, Lorenz E and Mageras G 1988 A measurement of the light yield of common inorganic scintillators IEEE Trans Nucl Sci 35 105–9 Huda W, Rill L N and Bruner A P 1997 Relative speeds of Kodak computed radiography phosphors and screen–film systems Med Phys 24 1621–8 Huda W, Slone R M, Belden C J, Williams J L, Cumming W A and Palmer C K 1996 Mottle on computed radiographs of the chest in pediatric patients Radiology 199 249–524 Ishigaki T, Sakuma S and Ikeda M 1988 One-shot dual-energy subtraction chest imaging with computed radiography: clinical evaluation of film images Radiology 168 67–72 Isoda Y, Nishihata S, Arakawa S, Takahashi K, Miyagawa I and Khoda K 2001 Radiation image readout method and apparatus US Patent no 326 636 Jarlman O, Samuelson L and Braw M 1991 Digital luminescence mammography Acta Radiol 32 110–3 Jennings P, Padley S P and Hansell D M 1992 Portable chest radiography in intensive care: a comparison of computed and conventional radiography Br J Radiol 65 852–6 Jing T, Cho G, Drewery J, Fujieda I, Kaplan S N, Mireshghi A, Perez-Mendez V and Wildermuth D 1992 Enhanced columnar structure in CsI layer by substrate patterning IEEE Trans Nucl Sci 39 1195–8 Jonsson A, Jonsson K, Eklund K, Holje G and Pettersson H 1995 Computed radiography in scoliosis: diagnostic information and radiation dose Acta Radiol 36 429–334 Jouan B 1999 Digital mammography performed with computed radiography technology Eur J Radiol 31 18–24 Kato H 1994 Photostimulable phosphor radiography design considerations Specification, Acceptance Testing and Quality Control of Diagnostic X-ray Imaging Systems (AAPM Monograph no 20) ed J A Seibert, G T Barnes and R G Gould (Woodbury: AIP) pp 731–70 Kato H 2002 Private communication Kengyelics S M, Davies A G and Cowen A R 1998a A comparison of the physical imaging properties of Fuji ST-V, ST-VA, and ST-VN computed radiography image plates Med Phys 25 2163–9 Kengyelics S M, Launders J H and Cowen A R 1998b Physical imaging performance of a compact computed radiography acquisition device Med Phys 25 354–60 71 Kelcz F, Zink F E, Peppler W W, Kruger D G, Ergun D L and Mistretta C A 1994 Conventional chest radiography vs dual-energy computed radiography in the detection and characterization of pulmonary nodules Am J Roentgenol 162 271– Kido S, Ikezoe J, Naito H, Tamura S, Kozuka T, Ito W, Shimura K and Kato H 1993 Single-exposure dual-energy chest images with computed radiography Evaluation with simulated pulmonary nodules Invest Radiol 28 482–7 Kimme-Smith C, Aberle D R, Sayre J W, Hart E M, Greaves S M, Brown K, Young D A, Deseran M D, Johnson T and Johnson S L 1995 Effects of reduced exposure on computed radiography: comparison of nodule detection accuracy with conventional and asymmetric screen–film radiographs of a chest phantom Am J Roentgenol 165 269–73 Kimme-Smith C, Hart E M, Goldin J G, Johnson T D, Terwilliger R and Aberle D R 1996 Detection of simulated lung nodules with computed radiography: effects of nodule size, local optical density, global object thickness, and exposure Acad Radiol 735–41 Klein C 1968 Bandgap dependence and related features of radiation ionisation energies in semiconductors J Appl Phys 39 2029 Kogutt M S, Jones J P and Perkins D D 1988 Low-dose digital computed radiography in pediatric chest imaging Am J Roentgenol 151 775–9 Korn D M, Lubinsky A R and Owen J F 1986 Storage phosphor system for computed radiography: destructive scanning Proc SPIE 626 108–19 Kortum G 1969 Reflectance Spectroscopy (New York: Springer) Kotera N, Eguchi S, Miyahara J, Matsumoto S and Kato H 1980 Method and apparatus for recording and reproducing a radiation image US Patent no 236 078 Kottamasu S R, Kuhns L R and Stringer D A 1997 Pediatric musculoskeletal computed radiography Pediatr Radiol 27 563–75 Launders J H and Cowen A R 1995 A comparison of the threshold detail detectability of a screen–film combination and computed radiology under conditions relevant to high-kVp chest radiography Phys Med Biol 40 1393–8 Leblans P, Struye L and Willems P 2001 New needle-crystalline CR detector Proc SPIE 4320 59–67 Lo J Y, Floyd C E Jr, Baker J A and Ravin C E 1994 Scatter compensation in digital chest radiography using the posterior beam stop technique Med Phys 21 435–43 Lubberts G 1968 Random noise produced by x-ray fluorescent screens J Opt Soc Am 58 1475–83 72 Lubinsky A R, Whiting B R and Owen J F 1986 Storage phosphor system for computed radiography: Screen optics Proc SPIE 626 120–32 Lubinsky A R, Whiting B R and Owen J F 1987 Storage phosphor system for computed radiography: Optical effects and detective quantum efficiency (DQE) Proc SPIE 767 167–77 Luckey G W 1975 Apparatus and method for producing images corresponding to patterns of high-energy radiation US Patent no 859 527 MacMahon H, Sanada S, Doi K, Giger M, Xu X W, Yin F F, Montner S M and Carlin M 1991 Direct comparison of conventional and computed radiography with a dual-image recording technique Radiographics 11 259–68 Maidment A D A and Yaffe M J 1994 Analysis of the spatial-frequencydependent DQE of optically coupled digital mammography detectors Med Phys 21 721–9 Marshall N W, Faulkner K, Busch H P, Marsh D M and Pfenning H 1994 An investigation into the radiation dose associated with different imaging systems for chest radiology Br J Radiol 67 353–9 Matsuda T, Arakawa S, Koda K, Torii S and Nakajima N 1993 New technical developments in the FCR9000 Fuji Computed Radiography Technical Review No (Fuji Photo Film) McKeever S W S 1985 Thermoluminescence of Solids (Cambridge: Cambridge University Press) McLean D and Gray J E 1996 Scatter-to-primary ratio and absorption efficiency in screen–film and computed radiography systems Eur J Radiol 21 212–6 Miettunen R H and Korhola O A 1991 The effect of scatter reduction on the signal-to-noise ratio in computed radiography Eur J Radiol 12 167–70 Murphey M D, Quale J L, Martin N L, Bramble J M, Cook L T and Dwyer S J 1992 Computed radiography in musculoskeletal imaging: state of the art Am J Roentgenol 158 19–27 Nagarkar V V, Gupta T K, Miller S R, Klugerman Y, Squillante M R and Entine G 1998 Structured CsI(Tl) scintillators for x-ray imaging applications IEEE Trans Nucl Sci 45 492–6 Nakano Y, Gido T, Honda S, Maezawa A, Wakamatsu H and Yanagita T 2002 Improved computed radiography image quality from a BaFI:Eu photostimulable phosphor plate Med Phys 29 592–7 J Roentgenol 148 569–73 73 Nakano Y, Togashi K, Nishimura K, Itoh K, Fujisawa I, Asato R, Adachi H, Itoh H and Torizuka K 1986 Stomach and duodenum: radiographic magnification using computed radiography Radiology 160 383–7 Nakazawa M, Morikawa O, Nitta M, Tsuchino H and Shimada F 1990 Effect of protective layer on resolution properties of photostimulable phosphor detector for digital radiographic systems Proc SPIE 1231 350–63 Niklason L T, Chan H P, Cascade P N, Chang C L, Chee P W and Mathews J F 1993 Portable chest imaging: comparison of storage phosphor digital, asymmetric screen–film, and conventional screen–film systems Radiology 186 387–93 Nishikawa R and Yaffe M J 1990 Model of the spatial-frequency-dependent detective quantum efficiency of phosphor screens Med Phys 17 894–904 Oda N, Nakata H, Murakami S, Terada K, Nakamura K and Yoshida A 1996 Optimal beam quality for chest computed radiography Invest Radiol 31 126–31 Ohara H, Honda C, Ishusaka A and Shimada F 2002 Image quality in digital phase contrast imaging using a tungsten anode x-ray tube with a small focal spot size Proc SPIE 4682 713–23 Oestmann J W, Prokop M, Schaefer C M and Galanski M 1991 Hardware and software artifacts in storage phosphor radiography Radiographics 11 795–805 Rong X J, Shaw C C, Liu X, Lemacks M R and Thompson S K 2001 Comparison of an amorphous silicon/cesium iodide flat-panel digital chest radiography system with screen/film and computed radiography systems—a contrast-detail phantom study Med Phys 28 2328–35 Rowlands J A and Yorkston J 2000 Flat panel detectors for digital radiology Medical Imaging Vol Physics and Psychophysics ed J Beutel, H L Kundel and R L Van Metter (Bellingham: SPIE) pp 223–328 Samei E, Seibert J A, Willis C E, Flynn M J, Mah E and Junck K L 2001 Performance evaluation of computed radiography systems Med Phys 28 361–71 (Summary of AAPM Task group) Samei E and Flynn M J 2002 An experimental comparison of detector performance for computed radiography systems Med Phys 29 447–59 Sanada S, Doi K, Xu X-W, Yin F-F, Giger M L and MacMahon H 1991 Comparison of imaging properties of a computed radiography system and screen–film systems Med Phys 18 414–20 Sandrik J M and Wagner R F 1982 Absolute measures of physical image quality: measurement and application to radiographic magnification Med Phys 540–9 Schaetzing R, Fasbender R and Kersten P 2002 New high speed scanning technique for computed radiography Proc SPIE 4682 511–20 74 Schweizer S 2001 Physics and current understanding of x-ray storage phosphors Phys Stat Sol 187 335–93 Seibert J A 1997 Computed radiography: technology and quality assurance The Expanding Role of Medical Physics in Diagnostic Imaging for AAPM ed G D Frey and P Sprawls (Madison: Advanced Medical Publishing) pp 37–83 Seibert J A, Boone J M and Cooper V N 2002 Determination of imaging performance of a photostimulable phosphor system for digital mammography Proc SPIE 4682 447–56 Seibert J A, Shelton D K and Moore E H 1996 Computed radiography x-ray exposure trends Acad Radiol 313–8 Shaw C C, Wang T P, Breitenstein D S and Gur D 1997 Improvement of signal-to-noise and contrast-to-noise ratios in dual-screen computed radiography Med Phys 24 1293–1302 Shaw C C, Wang T and Gur D 1994 Effectiveness of antiscatter grids in digital radiography: a phantom study Invest Radiol 29 636–42 Shimada F, Kano A, Amitani K and Nakamaru N 1991 Method for converting radiographic image radiation energy storage panel having stimulable phosphorcontaining layer and alkali halide phosphor US Patent no 028 509 Siegman A E 1986 Lasers (Mill Valley: University Science Books) pp 663–97 Solomon S L, Jost R G, Glazer H S, Sagel S S, Anderson D J and Molina P L 1991 Artifacts in computed radiography Am J Roentgenol 157 181–5 Sonoda M, Takano M, Miyahara J and Kato H 1983 Computed radiography utilizing scanning laser stimulated luminescence Radiology 148 833–8 Stevels A L N and Schrama-de Paw A D M 1974 Vapor-deposited CsI:Na layers: II Screens for application in x-ray imaging devices Philips Res Rep 29 353–62 Stewart B K and Huang H K 1990 Single exposure dual-energy computed radiography Med Phys 17 866–75 Swank R K 1973a Calculation of modulation transfer function of x-ray fluorescent screens Appl Opt 12 1865–70 Swank R K 1973b Absorption and noise in x-ray phosphors J Appl Phys 44 4199–203 Swee R G, Gray J E, Beabout J W, McLeod R A, Cooper K L, Bond J R and Wenger D E 1997 Screen–film versus computed radiography imaging of the hand: a direct comparison Am J Roentgenol 168 539–42 Takahashi K, Kohda K, Miyahara J, Kanemitsu Y, Amitani K and Shionoya S 1984 Mechanism of photostimulated luminescence in BaFX:Eu 2+ (X = Cl, Br) Phosphors J Luminescence 31–32 266–8 75 Takahashi K, Miyahara J and Shibahara Y 1985 Photostimulated luminescence (PSL) and color centers in BaFX:Eu2+ (X = Cl, Br, I) phosphors J Electrochem Soc 132 1492–4 Takeo H, Shimura K, Fuseda Y, Kakajima K and Hishinuma K 1996 A new FCR image processing function: energy subtraction Fuji Computed Radiography Technical Review No (Fuji Photo Film) Tanaka K, Kato H and Matsumoto S 1984 Radiation image readout device US Patent no 485 302 Thoms M, von Seggern H and Winnacker A 1991 Spatial correlation and photostimulability of defect centres in the x-ray storage phosphor BaFBr:Eu2+ Phys Rev B 44 9240–7 Trauernicht D P and Van Metter R 1988 The measurement of conversion noise in x-ray intensifying screens Proc SPIE 914 100–6 Tucker D M, Barnes G T and Chakraborty D P 1990 A semi-empirical model for generating tungsten target x-ray spectra Med Phys 18 211–8 Tucker D M, Souto M and Barnes G T 1993 Scatter in computed radiography Radiology 188 271–4 von Seggern H, Voigt T, Knupfer W and Lange G 1988 Physical model of photostimulated luminescence of x-ray irradiated BaFBr:Eu2+ J Appl Phys 64 1405–12 Vosburgh K G, Swank R K and Houston J M 1977 X-ray image intensifiers Adv Electron Electron Phys 43 205–44 Vuylsteke P, Dewaele P and Schoeters E 1997 Optimizing computed radiography imaging performance The Expanding Role of Medical Physics in Diagnostic Imaging ed G D Frey and P Sprawls (Madison: Advanced Medical Publishing) pp 107–51 Wilson A J, Mann F A, Murphy V A, Monsees B S and Linn M R 1991 Photostimulable phosphor digital radiography of the extremities: Diagnostic accuracy compared with conventional radiography Am J Roentgenol 157 533–8 Wilson A J, Mann F A, West O C, McEnery K W and Murphy V A 1994 Evaluation of injured cervical spine: comparison of conventional and storage phosphor radiography with a hybrid cassette Radiology 193 419–22 Wilson A J and West O C 1993 Single-exposure conventional and computed radiography: The hybrid cassette revisited Invest Radiol 28 409–12 Workman A and Cowen A R 1995 Improved image quality utilizing dual plate computed radiography Br J Radiol 68 182–8 Workman A, Cowen A R and Brettle D S 1994 Physical evaluation of computed radiography as a mammographic X-ray imaging system Br J Radiol 67 988–96 76 Yaffe M J and Rowlands J A 1997 X-ray detectors for digital radiology Phys Med Biol 42 1–39 Yip K L, Whiting B R, Kocher T E, Trauernicht D P and Van Metter R L 1996 Understanding the relative sensitivity of radiographic screens to scattered radiation Med Phys 23 1727–37 Yoshimura H, Xu X W, Doi K, MacMahon H, Hoffmann K R, Giger M L and Montner S M 1993 Development of a high quality film duplication system using a laser digitizer: comparison with computed radiography Med Phys 20 51–8 77 ... pixel (giả sử hiệu suất lượng tử 0,5), ~12 00 x- quang cho điểm ảnh (2 × 10 16 x2 9 quang Gy -1 m-2 × 0,5 × × 10 -6 Gy × (2 × 10 -4 m) ) Một phần mười số 12 0 x- quang với tiếng ồn (12 0) 1/ 2 ~ 11 x- quang. .. trong, tức SNR cuối mà máy dị hồn hảo đạt được, với số việc chụp X- quang máy dò NI Tại đầu máy phát SNR2 = Nd (số xquang phát hiện) cho máy dò mà đếm x- quang Tỷ lệ phát cố x- quang gọi hiệu suất... cho thấy, (c) hình ảnh kiệt sức đồ phần x? ?? hình ảnh đại diện cho tiềm cịn lại cho readout hình ảnh, (d) hình ảnh kiệt sức nhân với hình ảnh tiềm ẩn ban đầu, nghĩa tổng số hình ảnh tiềm ẩn lại