數字放射成像基本物理學/影像
可以認為影像能使患者從輻射照射中獲得健康益處。因此，生成低患者劑量下的高質量影像可以被認為是診斷放射學的關鍵目標。數字放射成像影像通常在專門的計算機螢幕上進行檢視以供診斷報告。本章介紹了此類螢幕的技術特點，並描述了物理影像質量的客觀測量方法。還討論了評估影像質量的各種方法。
陰極射線管 (CRT) 顯示器 曾經是唯一可以用於顯示數字放射成像影像的裝置。這種情況在 21 世紀初發生了改變，當時用於數字電視以及家用和商用電腦的液晶顯示器 (LCD) 發展起來。醫學影像技術得益於這些發展。但應該認識到，數字放射成像顯示器需要更出色的效能，因為 CR 和 DR 影像中的畫素數量相對較多[1]。
LCD 是一種二維電光調製器，安裝在背光板前面 - 參見圖 6.1。透過對安裝在兩個偏振膜之間的薄層向列型液晶施加電場，對每個畫素進行光調製。主動矩陣液晶顯示器 (AMLCD) 利用由沉積在玻璃基板上的非晶矽 (a-Si) 製成的 薄膜電晶體 (TFT) 開關對每個畫素施加電場。
請注意，此類大型 TFT 陣列的開發也導致了隨後DR 影像接收器 的開發。
數字放射成像中使用的顯示器螢幕尺寸通常足以在縱向模式下以 2,048x2,560 畫素（即 500 萬畫素）的解析度顯示 35 釐米 x 43 釐米的射線照片，例如，儘管 300 萬畫素的顯示器也正在使用。傳統的計算機顯示器已被證明不適合進行主要放射學診斷，但可隨後用於與放射學報告結合顯示。顯示器亮度也很高，通常超過 200 cd/m2，以實現足夠的診斷目的的影像亮度。此外，影像通常在進行人類視覺感知校正後顯示。例如，灰度標準顯示函式 (GSDF) 被廣泛應用，旨在無論使用何種實際顯示裝置，都能生成一致的影像渲染。
圖 6.1.5 展示了醫療級 LCD 的元件。這裡顯示了 LCD 夾層（在右上角照片中）、由熒光燈條組成的背光板（在左下角，請注意漫射層已被移除）以及 LCD 有效層（在右下角）。該裝置在前面板處包含一個小型光電探測器（未顯示），用於保持顯示影像的亮度，以及一個環境光感測器。
由於顯示器前面板內的光散射和電子串擾，幕簾眩光會降低影像質量。這會導致低頻、依賴於影像的細微特徵降級，尤其是在有附近亮區的暗區。因此，在設計醫療診斷顯示器時必須最大程度地減少幕簾眩光。亮度均勻性也是一項重要的功能。
已發現報告室的環境照明至關重要。這主要是因為光線會反射到螢幕上。此類反射通常有兩種型別：鏡面（其中反射物體的空間特徵可以在反射中看到）和漫射（這會在顯示的影像中新增相對均勻的亮度）。這兩種型別都需要透過適當的房間設計來最大程度地減少。
鑑於這些顯示器使用的苛刻應用，許多顯示器具有用於遠端效能監控和校準的功能，以用於質量保證目的。
由患者暴露於 X 射線束下產生的主體對比度 轉換為顯示器上的影像對比度。通常，這種轉換由影像接收器的傳遞特性表示，可以透過繪製生成各種影像接收器輸出所需的輻射暴露來獲得。在 CR 和 DR 成像器的情況下，傳遞特性通常是線性的，但對於XII-影片系統 並非總是如此。XII 本身通常具有線性特性，但一些影片攝像頭（例如 vidicon）可能使用選擇性地增強影像低曝光區域的傳遞特性 - 參見圖 6.2。這種型別的行為通常以冪函式為特徵，該函式由攝像頭的伽馬 γ 表示，即
其中 I 是影片攝像頭在 L 為其輸入的光照度時產生的訊號電流，k 是電子增益。對於 Plumbicon 和 Chalnicon，伽馬接近於 1，而對於 vidicon，它約為 0.7。
影像對比度還受影像接收器內散射過程的影響。在 XII 的情況下，它具有多級影像轉換，這些過程包括
- 入口視窗中的 X 射線散射（康普頓效應），
- 輸入熒光粉中的 X 射線散射（康普頓效應），
- 輸入熒光粉中的光橫向擴散，
- 輸出熒光粉中的光橫向擴散，
- XII 管體內的電子散射，以及
- 輸出熒光粉的可見光逆向發射，會導致電子從光陰極中射出，進而導致輸出熒光粉發出光線。
這些散射效應統稱為幕簾眩光。它們在 CR 和 DR 影像接收器中要小得多，低於 10%，而在 XII 中則超過 30%，但它們仍然以與檢測到的輻射束中的散射 X 射線類似的方式表現出來，並提供類似的對比度降低。
在我們之前的考慮中，影像對比度可以簡單地由從散射條件下的主體對比度推匯出的表示式給出，即
其中 k 是影像接收器的增益，G 是幕簾眩光訊號。再次注意，在上述表示式中，假設 G 在骨骼和組織區域中是相同的，而實際上可以預期它會在影像中緩慢變化。
從傳遞特性中得出的第二個引數是動態範圍，它表示影像接收器對輸入訊號敏感的範圍。在 CR 的情況下，它大約為四個數量級 - 參見圖 6.3，該圖顯示了它與傳統膠片/熒光屏技術的傳遞特性相比。結果是，在傳統射線照片中看到的區域曝光不足和過度曝光在臨床成像中不再是問題。CR 的這一特性在圖 6.4 中的射線照片中得到了說明。
在透視檢查中，自動亮度控制 (ABC) 和自動劑量率控制 (ADRC) 可用於調整 X 射線曝光引數以匹配被檢查的患者解剖結構，如前一章所述。這可以透過使用 XII 輸出處的光電探測器來感測影像亮度來實現，例如，以將訊號反饋到高壓發生器以自動調整 kV 和/或 mA。它也可以透過使用影像訊號本身來實現，例如從影像的中心部分取樣。
空間解析度是指射線成像系統記錄精細細節的能力。顯然，細節是高質量臨床影像的先決條件。然而，應該認識到並非所有影像接收器在這方面都表現出相同的效能。
成像系統的最大空間解析度可以透過對解析度測試目標進行成像來輕鬆獲得，圖 6.5 面板 (a) 中顯示了一個示例。測試目標由鉛板中狹窄的平行狹縫組成，間距逐漸減小到超過影像接收器的最大解析度。在影像中解析的最小間距稱為極限空間解析度，可以確定為圖中的約 3.5 線對/毫米。
注意，測試目標中每個狹縫的寬度與其相鄰的鉛塊的寬度相同，因此可以認為透過測試目標傳輸的輻射強度在輪廓上由方波表示 - 見面板 (b)。可以使用空間週期（通常以毫米為單位）來表徵此方波，它等於一個線對的寬度，即一個狹縫的寬度加上其相鄰的鉛塊。它的倒數稱為空間頻率，通常以線對/毫米 (LP/mm) 或週期/毫米表示。
透過測試目標影像的幅度輪廓，可以確定每個空間頻率的調製 - 見圖 6.6 - 並可用於提供比單獨的極限解析度更完整的資訊。
在這裡，調製是從每個空間頻率的最大畫素值和最小畫素值之間的差異獲得，並以方波響應 (SWR) 的形式表示，如圖 6.7 所示。可以看出，調製在低空間頻率時相對恆定，然後迅速降低到零。SWR 允許針對寬闊、相對均勻的物體（即具有低空間頻率的物體）和精細細節（即具有高空間頻率的物體）以及具有中間頻率的特徵來表達空間成像能力。
對空間解析度評估的更完整和優雅的方法由傅立葉方法提供。這些計算可用於對導致並損害生成具有出色空間解析度的影像的因素進行數學分析。
傅立葉方法可用於分析成像系統對方波輸入的響應，例如使用鉛板中的狹縫。記住，方波相當於無限多個正弦波之和。此類狹縫的成像如圖 6.8 所示，其中透射輻射被視為激發增感屏中的熒光。熒光光向各個方向發射，因此狹縫的影像比理想情況更廣泛地散佈開來。在照度輪廓中可以看到這種效果，該輪廓包含預期的中心峰值，並延伸出尾部。這種型別的輪廓稱為線擴散函式 (LSF)。結果對狹縫影像的影響體現在狹縫邊緣周圍略微泛灰，程度由 LSF 的尾部決定。因此，更好的效能可以被視為 LSF 的縮小及其尾部的抑制。
可以使用鉛板中的小孔獲得相同型別的資料，用於 2 維，稱為點擴散函式 (PSF)。
當計算 LSF 的傅立葉變換時，就會獲得成像系統對所有空間頻率的正弦波的響應。這種響應稱為調製傳遞函式 (MTF) - 見圖 6.9。可以看出，調製隨著空間頻率的增加而下降，這與方波響應所見情況一致，但它是一個表示所有空間頻率（而不僅僅是離散空間頻率）的連續曲線。
圖中還顯示了理想成像系統的響應。它在所有空間頻率下都保持 1.0 的恆定值，這意味著患者中的所有細節都將被完美地成像，這與我們真正的增感屏不同，增感屏的調製在空間頻率 A 下下降了 20%，在頻率 B 下下降了 90%，例如 - 無論它們的絕對值是多少。
圖 6.9 中的空間頻率 B 可以被認為接近成像系統分辨能力的極限。極限空間解析度有時定義為調製降至 4% 的頻率。當比較兩個不同影像接收器的分辨能力時，例如在圖 6.10 中，我們可以從單獨測量極限解析度推斷出系統 B 優於系統 A，為 8 線對/毫米與 5 線對/毫米。然而，MTF 比較將表明，系統 A 在低於約 3 線對/毫米的頻率下實際上提供了更好的質量，而許多具有臨床意義的特徵據說是位於該頻率下的。
圖 6.11 將膠片/屏射線照相的 MTF 效能與計算機放射照相 (CR) 進行了比較。可以看出，標準解析度 CR 系統 (ST) 在整個頻率範圍內與常規膠片/屏接收器大致相當。還可以看出，HR 計算機放射照相系統在中等空間頻率下提高了約 20%，而它在 4 線對/毫米以上接近其他兩個接收器的效能。
MTF 概念的一個主要優點是，對於具有多個影像轉換階段的影像接收器，可以從各個元件 MTF 的乘積獲得整體 MTF。圖 6.12 演示了此功能，該圖顯示了 X 射線影像增強器的元件 MTF。可以看出，在這種假設情況下，高空間頻率下的對比度受輸入磷光體的行為限制，而不是受輸出磷光體的行為限制。因此，從設計的角度來看，減少輸入磷光體中的暈影應該可以改善 XII 的整體 MTF。作為 MTF 的乘法特性的一個例子，參考圖，注意在 3 線對/毫米的空間頻率下，影像增強器的 MTF 為
在存在散射的情況下，我們可以預期對比度降低會導致所有空間頻率的調製降低，以及區分精細細節的能力降低。這在圖 6.13 中得到說明，其中調製降低是相當明顯的。
圖 6.14 顯示了對方波響應的影響。可以看出，散射降低了 SWR 的幅度，並在本例中消除了 2 線對/毫米以上頻率的調製，因此它們無法再解析。
注意，可以從圖推斷出在非常低的空間頻率下調製大幅降低。這種現象通常稱為低頻下降，可以想象地用作散射（和暈影）水平的指示器。
在射線影像中通常可以觀察到斑點，這些斑點表現為描繪的解剖細節灰度上的微小隨機波動 - 例如，見圖 6.4 中的影像。當這些波動足夠大時，它們可能會掩蓋影像對比度的細微變化，並使影像上的細節變得不可見。我們將在下面考慮斑點的主要來源。
圖 6.15 展示了三個大小相同但對比度不同的物體成像結果。這裡，每個物體上的輪廓都顯示出幅度降低，直到它們幾乎與背景灰度水平一致。在訊號幅度波動（通常稱為噪聲）存在的情況下，辨別低對比度物體的能力會受到嚴重影響。噪聲會給物體及其背景都帶來隨機性。
讓我們繼續考慮一個假設的數字影像中兩個大小相同的區域，每個區域包含 9 個畫素。假設每個畫素收集的 X 射線光子數量由圖 6.16 中的數字表示。我們可以估計左側區域的平均光子探測數量為 100，而右側區域的平均光子探測數量可能由於衰減較低而達到 10,000 個。每個區域內單個畫素的變化可以用統計方法從檢測到的光子數量的標準差估計。當假設光子數量遵循泊松分佈（就像在射線照相中一樣）時，標準差可以從平均值的平方根計算出來。這種變化是由於 X 射線管陽極內的 X 射線發射的隨機性質造成的，它會導致所謂的量子噪聲。
量子噪聲通常被表示為平均值的正負一個標準差。因此，我們左側面板上的噪聲為±10 個光子，而右側面板上的噪聲則明顯更高，為±100 個光子。因此可以推斷，噪聲隨著檢測到的 X 射線數量的增加而增加。在此基礎上，可以得出結論，噪聲隨著輻射照射量（即 mAs）的增加而增加。
噪聲由噪聲與平均光子數量的比值給出，因此左側面板的噪聲為 10%，而右側面板的噪聲僅為 1%。結果，左側的噪聲比右側的噪聲更明顯。換句話說，噪聲隨著輻射照射量的增加而減小，因此微妙的對比度變得更加明顯。
信噪比 (SNR) 是這種形式的影像分析中應用的一個更通用的概念，它由噪聲與平均訊號的比值給出。因此，左側面板的信噪比為 10:1，而右側面板的信噪比則明顯更高，為 100:1。因此，我們可以推斷，信噪比隨著輻射照射量的增加而增加，這意味著在更高的 mAs 和更低衰減的組織中，影像質量會得到改善。
請注意，上述討論中的一個假設是，隨機 X 射線發射是影像灰度級隨機變化的唯一來源。實際上，噪聲也來自數字影像接收器內的電子元件。這種電子噪聲有時被稱為系統噪聲，通常應該遠小於量子噪聲。但是，請注意，如果由於例如電子元件故障導致系統噪聲增加到超過量子漲落引起的噪聲水平，則增加輻射照射量（即 mAs）以抵消噪聲的出現可能對影像質量沒有任何重大影響。
最後一點需要注意的是，影像噪聲對空間頻率的依賴性可以使用傅立葉方法進行分析，從而產生所謂的影像接收器的維納譜。
探測量子效率 (DQE)
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DQE 結合了影像接收器對調製、空間頻率和噪聲的影響，可以用來更一般地比較不同的接收器，而不是單獨使用 MTF - 見圖 6.17。該引數將成像系統顯示的影像的信噪比 (SNR)，即 SNRout，與入射 X 射線強度模式的 SNR，即 SNRin 相關聯，即
其中 DQE 被定義為空間頻率的函式。不同影像接收器的成像效能在圖 6.18 中進行了說明。請注意，理想的影像接收器在所有空間頻率上的 DQE 都為 1.0。在所示的示例中，請注意 CR 的 DQE 效能類似於傳統的常規屏片組合。還要注意，所示的數字技術在所有空間頻率上的 DQE 都明顯優於傳統技術和 CR 影像接收器，這預示著與傳統和 CR 影像接收器相比，潛在的劑量減少。此外，間接影像接收器的 DQE 比 XII 影片技術高出約 10-15%。
DQE 測量通常用於比較不同影像接收器技術的物理影像質量。因此，已經開發了測量方法，這些方法在國際電工委員會 (IEC) 的標準等標準中進行了規定。這導致了可以方便地進行必要測量的裝置的商業化開發，例如DQEpro。
時間解析度
[edit | edit source]時間解析度表示影像接收器對曝光變化的響應速度，它是一個僅與透視成像相關的引數。滯後或影像殘留（例如，由於影像訊號未完全讀出而產生）通常是許多光電導攝像頭的不可取特性。當患者和 XII 之間存在相對運動時，它可以被看作是影像的模糊。它還可以被看作是影像在 X 射線曝光開始後建立起來並曝光結束後衰減所需的時間。
它確實具有對統計波動進行平均以最小化低劑量透視成像中通常出現的噪聲影響的優勢。在 X 射線檢查胃腸道時，由於蠕動，人體內部結構可能以 10-30 毫米/秒的速度移動。在心臟血管造影中，冠狀動脈血管的平均速度通常約為 50 毫米/秒，而峰值速度可能會超過 100 毫米/秒。典型的映象管可能在三個影片幀後保持 20% 的影像訊號，在多達 10 個幀後保持 5% 的影像訊號 - 例如，這在血管造影應用中將完全無用。相比之下，映象管的滯後更低，使其更適合此類應用。滯後的幅度在 DR 中也可能相當大，並且可以應用諸如探測器背光等方法來減少其影響。
影片攝像機靶面的脈衝逐行讀出 (PPR) 可用於最小化殘留效應。這裡，傳統的隔行掃描被逐行掃描取代，其中每行影片影像按順序讀取。事件的順序，見圖 6.19，如下所示：
- 首先，產生曝光脈衝，影像在影片攝像機的靶面上累積。在此期間，靶面處於遮蔽狀態，即它沒有被電子束掃描。
- 接下來，以逐行方式掃描靶面，在一個標準幀週期內讀取大部分影像資訊。該影像資訊被饋送到數字影像處理器進行後續處理。
- 最後，再次讀取靶面，以釋放靶面上任何殘留的影像訊號（滯後）併為下一個影像準備靶面。這種最後的掃描通常被稱為擦除幀。
PPR 操作模式也被使用，因為它允許影片掃描獨立於輻射曝光的持續時間。這種獨立性允許使用可變長度的曝光脈衝 - 這為 X 射線發生器的設計提供了一些靈活性。
獨立於影像殘留效應，能夠利用幾乎所有輻射照射的資訊，而沒有任何來自影像累積和衰減效應的影響。此外，使用 PPR 模式獲得了具有更高空間解析度的影像。然而，該方法的一個缺點是，由於每個影像需要兩個影片幀週期，因此 PPR 曝光的最大幀率約為連續隔行掃描幀率的一半。
影像質量是一個寬泛的術語，對不同的人意味著不同的東西。例如，放射科醫生在檢視放射照片時，可能主要關注影像的診斷價值，而放射技師可能會關注影像在多大程度上反映了人體解剖結構，而物理學家可能會關注對比度、解析度和噪聲特性[2]。無論如何，所有人都對儘可能降低患者的吸收劑量感興趣。
從物理學角度來看，可以提供影像對比度、解析度和噪聲的客觀測量值，這些測量值可以用來比較不同影像接收器和不同曝光技術的效能，例如。然而，很明顯，僅憑這些測量值無法提供多少具有直接臨床價值的資訊。此外，很明顯，僅憑吸收劑量測量值無法提供多少關於檢查價值或放射照片的物理影像質量的資訊。
鑑於所有 X 射線檢查都存在隨機健康風險，因此有理由得出結論，應結合吸收劑量測量值評估影像質量，以便確定對患者的潛在益處相對於輻射照射的健康風險。
用於評估影像質量的各種方法包括
- 人體體模由使用合成材料製造的人體解剖結構模型組成，這些材料代表人體的各個部位。合成材料的 X 射線衰減特性與臨床中遇到的特性相似，可以模擬細微的病灶。影像可以用來比較曝光因素的影響和不同影像接收器的使用。它們具有能夠模擬臨床成像條件而不照射患者的優點。體模還可以用於輻射劑量測量，方法是在體模內放置小的TLD。然而，它們的缺點是，它們缺乏臨床環境中遇到的患者解剖結構變化，例如體成分和解剖結構背景。
- 對患者影像進行詳細評估可以提供最真實的影像質量評估方法。患者影像的優點是代表了現實世界條件。然而，在醫學實驗中使用患者及其影像存在許多倫理問題。除了這個特點之外，還沒有參考標準可以用來比較患者影像，在許多情況下，也沒有驗證機制來驗證病灶的實際存在或不存在。此外，很明顯，與比較研究相比，可能需要額外的患者曝光。此外，病灶顯著度的廣泛變化通常不存在於特定患者佇列中，也不存在於體格對成像系統的要求。因此，出於統計原因，這類研究必須包括大量患者和影像。
- 由於這些限制，透過主觀評分進行的影像質量評估被廣泛使用。例如，在視覺分級分析中，觀察者可以主觀地對影像中某些結構的再現進行分級，並在決策尺度上對某些引數進行評分，例如三個或五個級別。使用預定義的決策級別，例如
- 解剖結構特徵可探測，但細節未完全再現，
- 解剖結構的細節可見，但不一定清晰定義，以及
- 解剖結構細節在各方面均清晰定義。
鑑於這種現狀，在許多臨床評估中使用將客觀測量值與對比度-細節和/或視覺分級分析相結合的影像質量研究。請注意，這些評估沒有將整個診斷過程考慮在內，例如，還應考慮與人類感知相關的其他因素[3]。對於客觀測量值，很明顯，DQE 和劑量資料提供了關於影像接收器的物理成像效能的資訊，而這只是影像質量完整表達的一個因素。也很明顯，基於視覺的影像解釋會受到相當大的變異性來源的影響。這些視覺得出的指標可以被認為來自至少兩個不同的來源，一個是觀察者的視覺感知能力，另一個是觀察者的臨床解釋能力，此外還有患者解剖結構的確切放射影像表現。在此基礎上，很明顯，影像質量的物理指標提供了一種能力，可以在實驗室中比較不同影像接收器和曝光技術的效能，並且視覺研究的結果應該僅解釋為特定臨床環境中特定診斷團隊的效能。
- ↑ Samei E, Ranger NT & Delong DM, 2008. 五個醫療顯示器的對比度-細節對比研究]. Med Phys, 35:1358-64.
- ↑ ICRU, 1996. 醫學成像 - 影像質量評估。報告號 54。
- ↑ Krupinski EA, 2010. 醫學影像感知的當前觀點. 注意力、感知和心理物理學, 72:1205-1217.