數字放射成像的基本物理學/基礎
本章介紹了數字放射成像的基本物理特性。本章從原子環境的考慮開始，特別是在電子殼層的水平，然後描述了 X 射線的產生和檢測方式。它們被不同材料衰減的數學處理以及現代放射成像儀器的設計概覽。傅立葉變換也從概念角度進行了介紹。
可以認為原子是所有物質的基本組成部分之一。根據簡化的玻爾模型，它是一個非常複雜的實體，由一箇中心的原子核被電子繞軌道執行，有點類似於行星繞太陽執行——參見圖 1.1。原子核由兩種粒子組成——中子和質子。質子帶正電荷，而中子不帶電荷。電子帶負電荷。
電子非常小，其質量約為質子或中子質量的 0.05%。質子的質量本身也很小，約為 10-24 克，與中子的質量類似。無論實際值如何，都可以推斷出原子的大部分質量都集中在原子核中。
原子核中質子的數量被稱為原子序數 (Z)，它也表明了元素在元素週期表中的位置。
原子核是放射性發射的來源，這些放射性發射在核醫學和分子影像中得到利用。它也是核磁共振 (NMR) 現象的來源，這些現象在磁共振成像 (MRI) 中得到利用。相比之下，診斷放射成像從根本上來說是基於發生在軌道電子上的變化。
讓我們透過考慮一些常見的原子示例來更詳細地瞭解這種情況。最簡單的是氫——元素週期表中的第一個元素。在它最常見的形式中，原子核由一個質子組成，一個電子繞著它執行——參見圖 1.2。氦是元素週期表中的第二個元素，它有一個由兩個質子和兩個中子組成的原子核，並且有兩個電子圍繞它執行。
最常見的碳形式是元素週期表中的第六個元素，它的原子核由六個質子和六個中子組成，並由六個電子圍繞執行。最後，氧是元素週期表中的第八個元素，它的原子核中含有八個質子和八個中子，並且由八個電子圍繞執行。注意，質子的數量和電子的數量相等，因此原子在孤立狀態下是電中性的。
這種情況或多或少地在整個元素週期表中重複出現，因此，諸如鈣（第 20 個元素）這樣的元素被 20 個電子繞軌道執行，鉬（第 42 個元素）被 42 個電子繞軌道執行，而鎢（第 74 個元素）被 74 個電子繞軌道執行。
關於上圖還需要注意兩點。首先，請注意，在這個簡化的檢視中，電子在原子核周圍佔據了確定的軌道。這些軌道有時被稱為殼層，並分別標記為 K（最內層）、L、M、N 等。
其次，請注意，這些殼層只能容納一定數量的電子，例如，K 殼層能夠容納的最大電子數為 2，L 殼層為 8，M 殼層為 18，N 殼層為 32，O 殼層為 50。最後，請注意，當電子從殼層中移除時，會產生一個正離子。
電子透過它們所謂的束縛能與原子結合在一起。這種束縛能對於 K 殼層最強，並且隨著電子離原子核越遠而減弱。K 殼層束縛能隨著原子核的原子序數的增加而增加，如以下表格所示。
| 元素 | 原子序數 (Z) | 束縛能 (keV) |
|---|---|---|
| 氧 | 8 |
0.5
|
| 鈣 | 20 |
4.0
|
| 碘 | 53 |
33
|
| 鋇 | 56 |
37
|
| 鎢 | 74 |
69.5
|
| 鉛 | 82 |
88
|
這種情況可以使用能級圖來說明，圖 1.3 顯示了鎢的例子。
該圖顯示了 K 殼層位於底部，具有 2 個電子的佔據情況和最大的束縛能。在它上面是 L 殼層，具有 8 個電子的佔據情況和較低的束縛能——其他殼層也類似。
首先請注意，束縛能以 keV 表示，即千電子伏特。這是一個用來表達原子級微量能量的測量單位。在這裡，焦耳（能量的 SI 單位）太大。可以推匯出
換句話說，一個電子伏特小於焦耳的百萬分之一的百萬分之一的百萬分之一——非常小！
從上面的圖中注意，鎢原子中 K 殼層電子的束縛能為 69.5 keV。這意味著，如果我們想要從原子中移除其中一個電子，我們需要給予它超過 69.5 keV 的能量。為了移除 L 殼層電子，只需要 10.2 keV 的能量。
請記住，之前我們提到過，從原子中移除電子後會產生離子。從這個角度來看，我們可以說，K 殼層的電離勢為 69.5 keV，而 L 殼層的電離勢為 10.2 keV——其他殼層也類似。我們在這裡感興趣的是，這種電離過程之後會發生什麼。
例如，當從 K 層移除一個電子時，來自外層的一個電子可以下降到填補產生的空位。這個過程伴隨著從原子中發射電磁輻射，其能量相當於參與的兩個殼層的結合能之差。例如，在鎢中，如果 K 層空位被 L 層電子填充，則發射的輻射能量為
而當空位被 N 層電子填充時，其能量為 69.0 keV。
我們剛剛考慮了當材料內部的電子在能級之間躍遷時如何產生電磁輻射。輻射由橫波組成，可以用它們的波長 (λ)、頻率 (f) 和輻射能量 (E) 來描述。這些變數透過以下兩個公式相互關聯
和
c = f λ其中 h 是普朗克常數 (6.63x10-34 m2kg/s)，c 是波速（例如，3x108 m/s）。因此，高頻對應於相對高能的短波長波，反之，低能量輻射對應於低頻和長波長。
這些發射輻射的能量構成一個寬廣的光譜，取決於產生它們的特定電子排列，這被稱為電磁頻譜 - 請參見圖 1.4。
頻譜是科學界已知的範圍最廣的物理現象。從圖中可以看到，它從波長遠大於 1 米的波擴充套件到波長小於百萬分之一、百萬分之一、百萬分之一米。在這些極小的波長下，輻射可以被認為是小的波包，也稱為光子。也可以看到該頻譜涵蓋從低於 1 kHz 到超過 1024 Hz 的頻率。相應地，能量範圍從低於 1 μeV 到超過 10 MeV。
電磁輻射根據輻射與物質的相互作用方式進一步分類。在頻譜的低端，輻射表現為無線電波，無線電波在通訊領域得到了廣泛應用。在這個區域之上，是已知會引起加熱的輻射寬頻，稱為紅外 (IR) 波。略高於此的是一個非常窄的頻帶，我們眼睛的視網膜對它有反應，稱為可見光區域。高於此的是能量更高的紫外線 (UV) 射線，其中一些已知會導致皮膚損傷。這些波中最具能量的是X 射線，已知它們能夠穿透光學不透明材料。在這個非常寬的頻帶內，存在被稱為伽馬射線的波，它們與 X 射線完全相同，但源自原子核內部而不是電子殼層。X 射線區域還可以分為診斷輻射和治療輻射，其中較低能量 (20 - 150 keV) 的 X 射線用於診斷放射學，而較高能量射線 (1 - 25 MeV) 用於放射治療。診斷 X 射線波長範圍大約為 0.1 奈米到 0.01 奈米，而相比之下，可見光的波長約為 400 奈米到 650 奈米（從紫色到紅色）。
最後，輻射可以根據它是否在被照射的材料中產生離子來分類。高能輻射，如某些紫外線、X 射線和伽馬射線，在與物質相互作用時會產生離子，被稱為電離輻射，而較低能量會導致非電離輻射。
這種形式的電磁輻射最初是由威廉·康拉德·倫琴在 19 世紀末發現的[1]。他當時正在使用克魯克斯管進行陰極射線實驗，並注意到附近一塊塗有氰化鋇晶體的硬紙板開始發光。在他的發現之後不久，他注意到他自己的手的 X 射線陰影投射在螢幕上，後來製作了第一張射線照片，拍攝的是他妻子的手。正如人們常說的，接下來的故事就成了歷史！
倫琴本人一直稱這種輻射為 X 射線 - “X” 代表未知。在世界的一些地方，它們被稱為倫琴射線，以紀念它們的發現者。事實上，一個領先的協會被稱為美國倫琴射線協會，並且多年來一直出版《美國放射學雜誌》。
如今，我們知道，當我們向材料發射一束高能電子束時，可以由各種各樣的材料產生 X 射線。鎢是一種在醫學中用於 X 射線生產的非常常見的金屬，部分原因是它的電子結合能使得可以產生相當穿透力的輻射。發生的過程如圖 1.5 所示。
可以使電流透過真空管內的細燈絲，以產生電子。這些電子形成電子雲，並在管中加速，撞擊鎢陽極。加速可以透過將陽極和陰極連線到高壓電源來實現，該電源通常可以產生 20 到 150 kV 的電壓。X 射線隨後在鎢靶內產生，如圖中短箭頭所示。
X 射線在鎢中透過兩個過程產生：電子發射和電子減速。在前一個過程中，當電子束中的電子與鎢原子發生碰撞並從鎢原子中彈出電子時，會產生 X 射線 - 如圖 1.6 所示。
圖的 (a) 面板展示了一個鎢原子的四個電子殼層 (K、L、M 和一些 N)。為了簡化圖示，其他電子沒有顯示出來。當來自電子束的入射電子與具有足夠能量的 K 層電子發生碰撞時，它可以將電子從原子中彈出，並在該殼層中留下一個空位，如面板 (b) 所示。然後，這個空位會被來自外層的一個電子填充 - 這個過程伴隨著 X 射線的發射。下降的電子可以來自任何外層 - 圖中以 N 層為例，但也可能是 L 層或 M 層，或者實際上是來自 P 層或 O 層（如果你記得的話，圖中沒有顯示這些層）。
在 L 層電子填充 K 層空位的情況下，L 層隨後會留下它自己的空位，然後可以由來自外層的一個電子填充，從而產生級聯式效應，直到空位被轉移到外層。
在這種型別的過程中發射的 X 射線的能量相當於參與躍遷的電子殼層結合能之差。在鎢的情況下，對於 N 層到 K 層躍遷（圖 1.3），X 射線的能量由下式給出
對於 L 層到 K 層躍遷，X 射線能量為
透過這些躍遷產生的 X 射線稱為特徵輻射，因為它們是產生它們的元素的特徵。因此，例如，銅中的主要躍遷（其能級圖如圖 1.8 所示）為 8.97 keV（N 層到 K 層）、8.91 keV（M 層到 K 層）和 8.05 keV（L 層到 K 層）。
圖 1.9 展示了銅原子 K 層空缺級聯填充的過程，這種情況發生在入射光子將 30 keV 能量轉移到 K 層電子時。請注意（見圖左側），彈出的電子能量為 30 keV 減去 K 層的結合能 (8.98 keV)，即 21.02 keV。另請注意，後續的（見圖右側）L 層到 K 層躍遷將產生能量為 8.05 keV 的 X 射線，M 層到 L 層躍遷將產生能量為 0.86 keV 的 X 射線，而 N 層到 M 層躍遷將產生 0.06 keV 的 X 射線。
當高能電子束射向鎢等緻密材料時，產生的 X 射線的第二種過程是由於這些電子在被材料原子靜電場偏轉時減速造成的。這種過程導致所謂的制動輻射——也更常見地被稱為軔致輻射，一個德語單詞，意思相同。
電子束中的電子會受到材料原子核和軌道電子的正負靜電力的影響。入射電子可以被這些力偏離其原始方向，並損失能量，以 X 射線光子的形式發射出去。通常，電子束中的電子在靜止前會經歷許多這樣的相互作用。偶爾，它們中的一些可能會與原子核發生碰撞，這會導致產生一個能量等於入射電子能量的 X 射線光子。
結果會產生一個寬廣的 X 射線能量譜，其最大能量等於電子束中的能量。
這兩種過程的綜合效應如圖 1.10 所示。可以看出，當 100 kV 電子束撞擊鎢陽極時產生的 X 射線譜由一個寬的軔致輻射譜組成，其強度隨能量減小，併疊加了鎢特徵輻射能量的譜線。請注意，由 100 kV 電子束產生的 X 射線的最大能量為 100 keV。類似地，如果電子束具有不同的能量，則最大 X 射線能量將處於該不同的能量處（Duane-Hunt 定律）。另請注意，如果使用低於鎢 K 層結合能的電子束能量，例如 60 kV，則只會獲得軔致輻射譜，而不會出現來自 K 特徵輻射的任何譜線。 圖中沒有顯示除 K 層以外的其他殼層的特徵譜線，因為對於鎢來說，它們的能量很低（在 L 特徵輻射的情況下，大約為 7.5 到 10 keV），對我們來說沒什麼意義。
最後，請注意，圖 1.10 顯示，鎢陽極 X 射線譜中的大部分輻射來自軔致輻射。
X 射線探測
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倫琴本人首先使用鉑氰化鋇晶體中產生的熒光來探測 X 射線。這些熒光晶體在吸收 X 射線時會產生閃爍（即微弱的光閃）。還發現許多其他材料也會發生閃爍，例如鎢酸鈣、硫氧化釓、碘化銫和碘化鈉，僅舉四種在診斷放射學中得到廣泛應用的材料。圖 1.11 說明了 20 世紀初增感屏的使用情況。
這些材料在 X 射線照射後產生的熒光可以用能帶理論來解釋。在這裡，某些晶體材料中的電子環境可以被認為是由兩個能帶表示的——價帶和導帶。它們之間被一個稱為能隙的禁帶隔開，如圖 1.12 所示。
圖中的“能量增加”箭頭指的是電子的能量。晶體原子的外層電子被認為佔據著價帶 (V)。當它們離開原子時，它們被認為加入了導帶 (C)。這兩個能帶之間存在一個能隙，通常不能被電子佔據。但是，晶體中的雜質和晶格缺陷可能會產生中間能級 (T)，這些能級可以將電子捕獲在能隙內。例如，這些陷阱可能是製造過程的結果，或者它們可能是設計到晶體結構中的。
圖 1.13 顯示了 X 射線吸收過程。X 射線能量吸收會導致價帶中的電子升高到導帶，一旦它獲得了克服能隙所需的能量（過程 #1）。這種激發的電子可以直接被收集（過程 #2），例如在非晶態硒等材料中，用於探測 X 射線。這個過程在直接數字放射成像 (DR) 影像接收器中得到利用。
或者，激發的電子可能會立即下降回價帶（過程 #3）——這個事件伴隨著可見光和/或紫外線輻射的釋放。這是熒光材料遵循的過程，並在放射成像增感屏中得到利用，用於膠片/屏 放射成像、透視和間接數字放射成像。它也是閃爍型輻射探測器利用的過程。
另一種選擇是，從導帶下降的電子被捕獲在中間能級（過程 #4）。電子停留在該陷阱中，直到發生某些事件將其釋放——這個事件伴隨著某些晶體中光的釋放。這種“某些事件”通常可以由其他形式的能量提供，例如熱量——如熱致發光——或光——如光致發光。熱致發光過程在熱致發光劑量計（TLD）中得到利用，熱致發光劑量計廣泛用於個人輻射監測。光致發光 (PSL) 在計算機放射成像 (CR) 中被利用，用於 X 射線成像。
探測效率表示輻射探測器和影像接收器吸收輻射的能力，而轉換效率用於表示該吸收能量轉換為可測量量的程度，例如光或電流。請注意，這兩個量都需要表達探測器效能。例如，如果鉛用作輻射探測器，它可以具有接近 100% 的探測效率（取決於其厚度），但轉換效率接近 0%，因為不會產生可測量的光或電流訊號。
用於 X 射線影像接收的材料通常有三種類型
- 非結構化熒光體，例如硫氧化釓 (Gd2O2S:Tb) 和氟溴化鋇 (BaFBr:Eu)，以粉末形式分佈在透明結合基質中；
- 結構化熒光體，例如碘化銫 (CsI:Tl)，由密集的、狹窄的晶體組成，每個晶體直徑約為 5 μm；以及
- 光電導體，例如非晶態硒 (a-Se)，它直接響應 X 射線照射產生電訊號。
對於所有這些材料，探測效率隨著厚度的增加而增加。但是，較厚的熒光體會導致非結構化熒光體中空間解析度的降低，因為在熒光體基質中產生的光子會發生擴散。這是早期 CR 和一些 DR 成像儀的情況。較薄的熒光體會減少這種擴散量，但其較低的探測效率會大幅增加獲得足夠影像所需的曝光量。
相比之下，結構化熒光體（用於一些 CR、許多間接 DR 接收器和 X 射線影像增強器中）是由微觀的柱狀晶體結構製成的，這些結構以類似光纖的方式將光內部反射，擴散最小。這使得可以使用具有優異探測和轉換效率的相對較厚的熒光體。
直接DR探測器中使用的光電導體，直接產生電子，這些電子被電極收集，電子擴散最小，因此具有極高的轉換效率。半導體材料可以製成相對較厚的材料，從而提高探測能力。但是，這些材料的X射線吸收特性往往比磷光材料差，因此其探測效率較低。然而，它們的可見光探測效率相當高，這從它們在影印機、雷射印表機等方面的廣泛應用中可以得到證明，這導致了將磷光屏與光電導體耦合的混合探測器的概念。
圖1.13（過程#2）中所示的原子電離也可能發生在其他材料中，例如氣體。在這裡，我們將電離過程視為產生一個離子對，即一個正離子一個電子。在X射線吸收後，離子對被施加的電場掃除，並被電極收集，並作為電流進行測量。這就是輻射探測器（如電離室和蓋革計數器）的工作原理。
X射線的衰減
[edit | edit source]X射線束穿過物質時，由於X射線光子和物質原子之間的碰撞，其強度會減弱。由於碰撞導致光子的吸收和散射，因此稱該束被衰減。主要的吸收過程（稱為光電效應）會完全從輻射束中移除光子。主要的散射過程（稱為康普頓效應）會導致光子能量降低，方向改變。我們將在後面的章節中更詳細地討論這些過程，並在此基礎上建立該現象的數學描述。
為了簡單起見，考慮當一束狹窄的X射線照射到衰減材料時會發生什麼，如圖1.14所示。假設初級束由單一X射線能量的光子組成，即單能輻射，並且不發生散射。因此，X射線衰減，即束中光子數量的減少，可以用以下公式表示
其中N0和N是入射輻射束和透射輻射束中的X射線光子數，Δx是衰減器的厚度，μ是一個常數，稱為線性衰減係數，它反映了衰減材料的特性。材料的衰減性越強，μ的值就越大。
透過對所有衰減器厚度積分，可以寫成
可以將X射線光子數乘以其能量，以用輻射強度表示上述關係，即
其中I和I0是透射輻射強度和入射輻射強度。這個方程稱為比爾-朗伯定律。
因此，μ=0.01 cm-1的值意味著，對於厚度為1 cm的吸收體，約有1%的入射X射線光子會被衰減，而99%會穿過。當μ增加到0.5 cm-1時，對於相同厚度的吸收體，透射率約為60%（即e-0.5），因此提供的衰減約為40%。
例如，以下表格顯示了在30 keV和60 keV的X射線能量下，透過1 cm厚度的軟組織和骨骼的透射率。請注意，胸部X射線的典型透射率約為10%，顱骨約為1%，而腹部約為0.5%。
| 材料 | 30 keV (cm-1) | 透射率 | 60 keV (cm-1) | 透射率 | ||
|---|---|---|---|---|---|---|
| 軟組織 | 0.38 |
68% |
0.21 |
81%
| ||
| 骨骼 | 1.6 |
20% |
0.45 |
64%
|
為了包括衰減材料的密度ρ，定義了質量衰減係數μm為
該引數用於解釋不同吸收體的不同物質相，例如，對於水，μm理論上在液態、冰態或氣態下都是相同的。根據這個基礎，可以將比爾-朗伯定律改寫為
其中乘積ρx稱為吸收體的投影厚度。
該方程可以線上性/線性座標軸上繪製，見圖1.15。面板（a）中可以看到強度呈指數下降，與面板（b）中所示的等效線性下降形成對比。請注意，該線性下降的斜率為-μm。
從線性衰減係數可以得出一種有用的實際引數，稱為半值層（HVL）。它表示使束強度減半所需的吸收體厚度。可以證明
以下表格顯示了在30 keV和60 keV下，軟組織和骨骼的計算HVL
| 材料 | 30 keV (cm) | 60 keV (cm) |
|---|---|---|
| 軟組織 | 1.82 |
3.3
|
| 骨骼 | 0.43 |
1.54
|
HVL是一個在輻射防護中廣泛應用的概念，通常用衰減材料的厚度表示，例如毫米鋁、鉛、銅等。
在多色輻射的情況下，與上面考慮的單能情況相反，隨著束穿過衰減器，低能光子被優先移除，從而導致束硬化，這實際上降低了對數強度/投影厚度圖的斜率，並且純線性關係不再有效，見圖1.16。從實際的角度來看，這意味著當使用多色X射線時，衰減器的第二個HVL大於第一個HVL。
使用多色X射線的另一個結果是，需要考慮能量範圍內的HVL。因此，診斷放射學中軟組織的HVL與上面表格中計算的值不同，通常約為2.5到3 cm。
一個相關的效應與X射線束的發散特性有關，並導致了反平方定律，見圖1.17。請注意，X射線束的強度會因這種發散而降低，降低的因子與輻射源S到距離r的平方成正比。因此，如果將患者重新定位到距離源三倍的位置，則輻射強度將降低九倍，理想情況下，需要將曝光因子增加九倍以進行補償。該定律也是輻射防護的基本原則，與曝光時間和輻射遮蔽一起。我們將在後面的章節中考慮這些防護措施。
此外，請注意，束的單位面積強度與到源的距離r無關。這種現象的發生是因為反平方定律提供的強度降低被隨著r增加的束面積增加所抵消。這是名為劑量面積積（DAP）計的輻射劑量計的工作原理。它通常由一個電離室組成，該電離室位於靠近源的X射線束中，可以用於估計患者劑量，如後面的章節中所述。
放射成像系統
[edit | edit source]X射線成像系統基本上由一個X射線管（XRT）、一個影像接收器和患者定位裝置組成。還需要其他元件來為XRT提供電力，將輻射束整形到感興趣區域，以及將XRT定位到患者相對於患者的位置。在現代系統中，還需要一臺計算機用於顯示放射影像、對其進行註釋，以及與影像存檔通訊系統（PACS）進行通訊。計算機還可以用於為X射線系統提供使用者介面，以及控制輻射曝光。
基本裝置如圖1.18所示。可以看到，XRT向患者發射一束確定的X射線，輻射在被數字影像接收器記錄X射線陰影之前，會被患者吸收和散射。散射向所有方向進行（在圖中以患者周圍的灰色霧氣表示）。X射線吸收導致X射線從束中完全移除，這取決於患者解剖結構的組成，因此，到達影像接收器記錄X射線陰影的是沒有被吸收的X射線。我們將這些X射線稱為初級輻射。從圖中可以看出，一些散射輻射也會到達影像接收器。
這種簡單的設定被稱為放射照相系統，其診斷應用包括胸部、腹部和骨骼成像。典型的系統使用XRT，其電源為額定功率高達80 kW的發電機。曝光引數根據成像的特定身體部位在控制檯上選擇。考慮到身體內部的運動，可能需要使用持續時間非常短的X射線曝光（例如1 ms）以避免影像模糊。
數字影像接收器，無論是計算機放射照相（CR）還是數字放射照相（DR），已經在許多環境中取代了傳統的膠片-螢幕接收器。最大尺寸通常為43 cm x 43 cm，影像以高達3k x 3k畫素的解析度進行數字化。因此，每個畫素的大小約為140 μm，可生成相當清晰的X射線影像。此外，可以應用數字濾波器以增強影像質量。此外，輻射探測器可以安裝在影像接收器上以提供自動曝光控制（AEC），正如我們將在下一章中詳細描述的那樣。
XRT和影像接收器可以以多種機械配置部署。使用天花板支撐的XRT可以提供廣泛的位置範圍 - 請參見圖1.19 - 儘管也使用壁掛式和地板安裝式配置。這種型別的系統也可以適應移動放射照相，以便可以使用控制檯/發電機支撐的XRT。最後需要注意的是，現代放射照相系統能夠在特定於身體部位的採集協議中記錄XRT和影像接收器的位置、曝光設定以及後處理功能，這使得操作簡單高效。
雖然透視系統通常用於錄製X射線電影，但它們也可以用於拍攝單個曝光。因此，它們被稱為放射照相/透視（R/F）系統。此外，雖然一些透視系統採用傳統的X射線影像增強器（XII）作為影像接收器，但許多現代系統僅基於數字影像接收器。此外，在基於XII的系統中，可以透過新增DR、CR或膠片/螢幕接收器來獲得放射照相。
應用領域包括食道、胃和結腸（使用鋇基對比劑）以及靜脈造影、脊髓造影和血管研究（使用碘基對比劑）、泌尿科和負重骨骼研究。通常，XRT、影像接收器和患者床機械地連線在一起 - 請參見圖1.20 - 儘管XRT和接收器也可以安裝在C臂等結構上 - 請參見這張照片 - 以便提高靈活性。
在許多設計中，床也可以傾斜，以便利用重力促進對比劑流入身體部位。許多傳統系統使用床下XRT，XII懸掛在患者床上方，而遙控系統使用床上的XRT，影像接收器安裝在患者床下方 - 請參見圖1.21瞭解示例。此外，還有移動式透視系統，其中一個帶有XRT和影像接收器的C臂安裝在發電機/控制檯上 - 圖1.22 - 例如，用於手術室和急診室。
影像接收器的大小取決於系統的主要應用。移動式透視通常具有更小的接收器，例如23 cm，而固定式系統具有尺寸高達40 cm的探測器。這些更大的裝置也可以用於提供電子放大影像。
血管造影系統是專門為血管研究和介入放射學而設計的專門改裝的透視系統，例如經皮腔內血管成形術、血管狹窄和動脈瘤的修復，使用支架和線圈，以及經頸靜脈肝內門體靜脈分流術（TIPS）手術。用於神經放射學的血管造影系統可以採用雙平面設計，其中兩個相交的C臂（每個都有自己的XRT和影像接收器）用於同時從兩個不同的投影獲取影像。這種佈置特別有用，因為腦血管樹很複雜。此外，透過在曝光期間繞患者旋轉C臂，可以執行錐形束計算機斷層掃描（CT）並重建血管的三維（3D）影像。
這些複雜的系統通常將影像數字化到高達2k x 2k畫素的解析度，並且可以使用連續曝光生成高達每秒30幀的幀速率，儘管也可以使用較低幀速率的脈衝採集。它們可以由高達80 kW額定功率的高壓發電機供電。較舊的系統設計基於XII進行影像接收。這些直徑可以高達40 cm。更現代的設計採用了具有類似視野的數字探測器。此外，一些專用系統可以包含超聲波掃描器，例如，它可以用於對動脈穿刺和活檢成像。
心臟病學系統專為診斷和治療心臟病而設計，並安置在稱為導管室或簡稱導管室的設施中。標準程式可能包括對冠狀動脈樹進行成像，在使用導管選擇性注射對比劑後，以及對左心室功能進行分析。例如，分析可能包括計算射血分數和評估區域性心室壁運動。此外，可以使用特殊導管監測心臟的內部電生理狀態。用於顯示生命體徵（例如血壓、氧飽和度和心電圖）的儀器也可以整合到這些系統中。典型的治療應用包括經皮冠狀動脈介入治療（PTCA）以開啟狹窄病變（以及可能的後續支架植入）、消融心房顫動以及植入心臟內裝置。
用於心臟血管造影的影像接收器可以生成高達每秒50/60幀的幀速率，以便有效地捕捉心臟運動。它們通常使用尺寸約為25 cm的接收器。
傅立葉變換
[edit | edit source]傅立葉方法提供了一種評估放射照相影像細節的優雅方法。例如，這些方法可以用於對有助於或不利於生成具有優良質量的影像的因素進行數學分析，以及用於對影像內微妙細節進行計算機操作。本節從概念上描述了這些方法的基礎。
在醫學上解釋放射照相影像的傳統方法是將它們視為人體解剖的表示。然而，在這些影像的數學分析中，我們可以將它們解釋為空間的訊號幅度波動，如圖1.23所示。
一個更簡單的影像可以作為我們考慮的起點，它是由解析度光柵提供的 - 請參見圖1.24。請注意，光柵中每個狹縫的寬度與相鄰的鉛塊的寬度相同，因此可以透過輪廓圖來認為透過它的輻射強度由方波表示 - 請參見面板（b）。可以用空間週期（通常以mm為單位測量）來表徵這種方波，它等於一對線的寬度，即狹縫的寬度加上其相鄰的鉛塊的寬度。它的倒數稱為空間頻率，它通常以線對/mm（LP/mm）表示。請注意，等效單位週期/mm也很常用。請注意，空間頻率從左到右增加，超過了成像系統可以分辨的範圍。這種空間頻率視角通常在傅立葉方法中採用，並且這些頻率被稱為佔據空間頻率域。
傅立葉方法的一個基本特徵是它們可以用來證明任何波形都可以用大量不同頻率和振幅的正弦波的總和來逼近。反之亦然，即一個複合波形可以分解成無窮多個組成正弦波。圖 1.25 說明了這一點，其中可以看到疊加正弦波的過程可以生成對方波的合理近似。識別複合波形中組成正弦波的數學過程稱為傅立葉變換。它通常使用稱為快速傅立葉變換 (FFT) 的計算機演算法來計算。對這些正弦波求和以生成複合波形的逆過程稱為逆傅立葉變換 - 見圖 1.26。
因此，傅立葉變換可用於將影像資料從空間域轉換為空間頻率域，而逆變換可用於將此類頻率資訊轉換回空間維度。在圖 1.25 中，我們可以看到將大量正弦波加在一起可以形成方波。因此，可以得出結論，當向成像系統呈現方波時，也相當於呈現了無窮多個正弦波。此外，成像系統對方波輸入的響應等效於系統對無窮多個正弦波輸入的響應，即成像系統對所有空間頻率的響應。因此，傅立葉方法廣泛應用於評估不同成像系統的空間解析度能力。
此外，在頻域中，可以使用對空間域資料不可用的複雜方法來操作影像資料。這是它在數字影像處理中用於增強影像中細微特徵的基礎。在後面的章節中，我們將更詳細地討論這一特性，因為我們將考慮處理數字放射影像以及三維放射成像的影像重建。
FFT 也可以在二維中進行計算，以給出圖 1.27 中所示的結果。由於傅立葉分析以正負空間頻率的形式生成結果，因此可以以二維影像的形式繪製這些結果，使最大頻率位於原點，水平和垂直方向的頻率顯示為向該原點增加。不同空間頻率的調製使用灰度表示。例如，可以在圖中沿水平軸看到低頻帶，代表手指影像資料的水平週期性，而沿 y 維度的更細的帶則表明來自各種掌指關節的影像資料的週期性。在該二維 FFT 中，還可以看到以對角線形式執行的更高頻率特徵，例如代表骨的松質結構。
這種方法的實質在於，它可以透過增強和/或抑制二維 FFT 中的特徵，然後使用 IFT 將結果轉換回空間域，來產生一系列影像處理效果，如圖 1.28 所示。在後面的章節中將更詳細地討論此類影像操作。請注意，圖中所示的影像處理形式僅用於說明目的，與醫學無關。
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由Glenbrook Technologies Inc. 的 Gil Zweig 新增的部分。
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目前，兩種型別的熒光透視成像裝置被廣泛使用：碘化銫 (CsI) 影像增強器和數字平板放射成像器。成像裝置的固有空間解析度實際上是陰影平面的解析度。當將放射解析度靶放置在成像裝置的輸入視窗與之接觸時，該值可以在 X 射線影像的影片顯示器上觀察到。因此，商用 CsI 增強器顯示的空間解析度為每毫米三到四線對 (lp/mm)。此解析度限制了放大倍率。這部分是由於 CsI 輸入閃爍體由於串擾、散射以及電子影像的縮小而造成的限制。
至於數字平板成像器，它不是真正的即時熒光透視成像裝置。它更像是數字膠片。與即時執行且能夠進行有限光學放大倍率的 CsI 影像增強器不同，平板顯示器由塗有 X 射線敏感閃爍層的電荷耦合器件 (CCD) 陣列組成。由 X 射線照射閃爍層形成的視覺影像透過 CCD 感測器轉換為數字影像。控制計算機將 CCD 訊號合成影片影像。放大倍率由 CCD 陣列尺寸與影片顯示器尺寸之比決定。平板成像器解析度為 4 lp/mm。
最近授予的美國專利 7,426,258 描述了一種熒光透視相機，它可以實現 18 lp/mm 的固有解析度，並且能夠將熒光透檢視像光學放大至 40 倍，而無需藉助幾何或數字畫素放大。參見：“指尖”熒光透檢視像。此效能實際上是透過建立非常平滑的陰影平面、將樣本置於靠近陰影平面的位置，然後使用變焦影片相機光學觀察增強後的陰影影像來實現的。當樣本靠近陰影平面時，陰影銳度最大化，受焦點大小的影響更小。物體離其陰影越近，陰影越銳利。影片相機採用與非縮小夜檢視像增強器的輸入視窗耦合的高解析度 X 射線閃爍體塗層。來自閃爍體影像的精細細節在輸出視窗被放大 30,000 倍。該影像透過能夠進行可程式設計變焦的自動對焦模擬 CCD 相機光學觀察。從這項開發中實現的第一個重要進步是一個放大的即時熒光透視 X 射線成像系統，它不依賴於微焦點大小，也不依賴於與之相關的昂貴成本。此外，這些新系統體積小巧，可以將熒光透檢視像記錄為動態影片或靜態 JPG。
改進的應用 這種熒光透視相機的獨特功能使得能夠開發用於醫療器械應用的 X 射線檢測系統。由於該相機體積小巧且靈敏度提高，因此可以在比通常需要的 X 射線檢測所需的輻射水平更低的輻射水平下實現熒光透視成像。X 射線影像可以放大，而無需將樣本移向 X 射線源。臺式 X 射線檢測系統在小於 5 瓦的功率水平下生成具有高達 40 倍可變放大倍率的靜態和動態熒光透檢視像。該系統目前已被注塑機用於檢查導管中心是否有空洞和缺陷，以及檢查低 X 射線不透明的 PEEK（聚醚醚酮的商品名，一種經常用於模製骨科植入物的聚合物，但其低放射不透明度使得使用標準 X 射線方法難以檢測空洞）。該系統可移動，可以移動到生產設施的不同區域。這些功能有助於監控支架生產和開發的質量。由於 MXRA 熒光透視相機需要相對較低的輻射照射水平，從而消除了輻射散射，因此 X 射線室的通道允許對支架從其導管中釋放過程進行熒光透視影片記錄。使用放大熒光透視旋轉支架可以發現使用靜態成像無法檢測到的斷線。為了評估特定的支架設計，該器械通常放置在彎曲的柔性夾具中，並由為此目的而設計的機器進行高頻彎曲。之後，為了確定特定的支架設計是否導致疲勞斷裂，將包含支架的夾具放置在 X 射線室內並緩慢旋轉。可以仔細研究生成的影片，以尋找任何斷線的證據。
參考文獻
[edit | edit source]- ↑ Rosenow UF, 1995. 關於倫琴射線遺產的筆記. Med Phys, 22(11 Pt 2):1855-67.