數字放射成像的基本物理學/來源
X 射線管幾乎是診斷放射學中使用的輻射束的唯一來源。本章將介紹該裝置的基本特徵及其應用。還將介紹為管子提供動力的發電機和可以控制輻射束的輔助裝置。
X 射線可以透過電子同步加速器和線性加速器等儀器產生，但在診斷放射學中幾乎總是由一種稱為 X 射線管 (XRT) 的小型電子加速器產生。我們已經在 上一章 中描述了其工作原理的基礎知識，並將在此處詳細介紹。
XRT 在其最簡單的形式中由一個陽極和一個陰極組成，它們安裝在真空玻璃管內 - 見圖 2.1。陰極通常由一個稱為燈絲的小線圈組成，該線圈安裝在聚焦杯中。陽極靶通常由鎢製成，它與燈絲之間隔著一小段距離，儘管在 乳腺X 線攝影 中使用鉬和銠靶。透過施加電流使燈絲變得白熱，電子從燈絲中沸騰出來 - 這一過程被稱為 熱電子發射。然後施加高達 100 kV 或更高的電壓，電子被吸引穿過間隙，以高能量與陽極發生碰撞，產生 X 射線。這裡涉及軔致輻射和特徵輻射過程，如 前面所述。聚焦杯可用於將電子形成窄束，因此僅撞擊陽極靶上的一個小點。X 射線從這個焦點向各個方向發射，但束限制裝置（例如準直器；圖中未顯示）用於僅允許主束離開源並照射患者。
沉積在陽極中的大部分電子能量被轉換為熱能，只有不到 1% 的能量實際上產生了 X 射線。因此，焦點會變得非常熱，鎢的第二個重要特性在這裡就發揮作用。它具有高熔點（超過 3,000oC），因此在正常工作條件下不會熔化。
需要注意的另一點是，玻璃管中是真空，因此電子在穿過陰極和陽極之間的過程中不會被空氣分子吸收和偏轉。其次，燈絲電源電流很大（例如 5 A），但電子束中產生的電流（即所謂的X 射線管電流）要低得多（例如，透視檢查中的 1 mA 到血管造影中的 1,000 mA 以上），這取決於熱電子發射的效率。該電流是用來控制 X 射線曝光的因素之一，其值通常顯示在電流表上（在圖 2.1 中標記為mA）。第三，請記住，“電子流”是電流方向的反向（邁克爾·法拉第弄錯了！），如圖所示。
現代診斷 XRT 比圖 2.1 中所示的簡單結構更復雜，主要是因為需要細小的焦點來產生影像中的良好空間解析度（如 下一章 中所述），並且有效地從陽極靶散發熱量是一個主要問題。為了滿足這些相互矛盾的要求，XRT 設計中已加入了兩個設計特徵。
第一個基於線焦點原理，如圖 2.2 所示。這裡我們看到陽極表面的爆炸檢視，電子束高度為ab。從下面看，ab的大小似乎縮短為cd，這取決於陽極角度 θ 的正弦。相同的考慮可以應用於電子束的寬度，因此它產生的熱量可以分散到陽極的更廣泛區域，並且仍然可以獲得精細的 X 射線焦點。因此，透過傾斜陽極來減小電子束焦點的尺寸，從而獲得看似更小的 X 射線源。這被稱為焦點的有效尺寸。
現代 XRT 中的陽極角度通常為 6-15o，例如，小型角度管用於血管造影，需要細緻的影像成像。
第二個設計特徵是使用電動機旋轉的陽極。這將在曝光期間旋轉一個鎢盤，使電子束撞擊其表面的環形區域，而不是集中在小區域內，就像我們現在為止一直在考慮的固定陽極設計那樣。這種情況在圖 2.3 右側的圖示中，其中顯示了陽極盤的正面和側面檢視。其直徑 R 可以達到 120 毫米，在曝光過程中通常以約 3,000 rpm 的速度旋轉。因此，可以獲得小的有效焦點，從而使產生的熱量分佈在陽極材料的廣泛區域。從實際角度來看，旋轉陽極 XRT 的主要優點是可以透過細小的焦點產生短而強烈的曝光，而不會因為陽極過熱而損壞管子。
現在我們可以考慮旋轉陽極 XRT 的設計 - 見圖 2.4 和 2.5。陽極通常由鎢-錸合金製成 - 已經發現新增少量 錸（例如 10%）可以減少 XRT 重複使用期間陽極表面的粗糙程度。許多這些管子可以包含第二個燈絲（未顯示），因此一個 XRT 可以獲得細小的（例如 0.6 毫米）和寬的（例如 1.2 毫米）焦點。最後要指出的是，使用一個薄的出口窗來減少 X 射線吸收並最佳化用於照射患者的 X 射線束的強度。
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因此，在診斷放射學中進行 X 射線檢查的過程通常包括啟動電機，直到達到最佳陽極旋轉速度，然後施加高壓以產生 X 射線束。為此通常使用簡單的兩級開關。
在結束之前，需要注意到兩點。首先，陽極的角度限制了可以覆蓋的區域大小。角度越小，覆蓋範圍越小，因此需要增加源到影像距離（**SID**）以進行補償。第二點是陽極的傾斜會導致陽極材料本身的 X 射線吸收發生差異，因此（參考圖 2.6）直接向下射出的 X 射線，IA，將具有比那些透過較短路徑射出的 X 射線，IB，更低的強度。這導致光束中 X 射線強度存在梯度，陽極側強度較低 - 稱為**Heel 效應**。與之相比，沿垂直於陽極 -陰極軸方向的強度變化微乎其微。當使用小角度陽極時，這會帶來挑戰，可以透過使用較大的 SID 來補償。
XRT 容納在一個鉛容器中（見圖 2.7），以吸收陽極在除患者光束以外的其他方向上發射的 X 射線。其中一些實際上可能會激發焦斑以外的管元件的二次 X 射線發射（稱為**焦外輻射**），鉛遮蔽也旨在吸收這些輻射。儘管如此，輻射仍然可能從管殼中發出，這會導致患者和工作人員受到不必要的照射。這種洩漏輻射應控制在可接受的水平。殼體也充滿油，提供電氣絕緣並有助於從管中散熱。因此，它通常包含一個波紋管或類似的元件，可以為油的後續膨脹提供空間。此外，殼體通常包含一個外部標記，指示焦斑的位置。
指定 XRT 應用範圍的引數包括
- 在給定的 kV 和 mA 下，單次曝光的**最大曝光時間**。
- **熱容量**，即陽極中可以儲存的最大熱能。
- **加熱曲線**，指定陽極在一定範圍的 kV 和 mA 設定下可以加熱的時間長度，直到達到最大熱儲存容量。
- **冷卻曲線**，指定 XRT 使用後冷卻所需的時間。
最大曝光時間取決於陽極旋轉速度、焦斑大小和高壓發生器產生的電壓波形型別等因素。此類資訊通常以**管負載曲線**的形式提供，適用於每種特定的 XRT。曲線通常是給定 mA 下特定 kV 的最大曝光時間的曲線圖。圖 2.7.5 給出了一個示例，從中可以看出，在 125 kV 時，可以使用 0.1 秒的最大電流約為 330 mA，而在 80 kV 時，最大電流為 500 mA。
沉積在陽極中的能量 E 通常表示為
當曝光時間以秒為單位時，沉積的能量以焦耳表示。陽極熱容量通常從乳腺 XRT 的 200 kJ 到一般放射照相管的 250 kJ，再到血管造影管的 750 kJ。最後，XRT 的**功率額定值**定義為可以施加到管的 0.1 秒的最大功率（千瓦），即 kV 和 mA 的乘積除以 1,000。典型值通常在 40 到 80 kW 之間。
Behling (2016)[1] 綜述了 X 射線管設計中的最新進展。
X 射線能量譜
[edit | edit source]XRT 產生的 X 射線能量譜的形式如圖 2.8 所示。可以看出，它與在陽極本身產生的光譜（即我們在上一章中看到的反線性依賴關係）不同，因為它受到玻璃壁、油、殼體出口埠（例如酚醛樹脂）以及在 XRT 輸出端新增的任何濾波器的吸收特性的影響。這種能量過濾導致優先去除低能量 X 射線光子，這些光子通常不會穿過患者形成影像，因此會造成不必要的輻射劑量 - 我們將在本章後面更詳細地討論這一點。
從圖中可以看出，100 kV 光束的光譜由一個寬的軔致輻射譜組成，併疊加了 K 特徵線，如前文所述，但這次低能量 X 射線被濾波器去除。光束被認為被濾波器硬化，即平均光束能量增加。相比之下，60 kV 光譜的強度低得多，並且能量不足以在鎢原子中產生任何 K 特徵輻射。
在陽極處產生的 X 射線光子數量取決於 X 射線管電流，即 mA。mA 對能量譜的影響是增加所有 X 射線能量的強度，而不會改變光譜的其他方面。圖 2.9 說明了 60 kV 光束的情況。請注意，記錄放射照片時產生的 X 射線強度由管電流（mA）和曝光時間（s）的乘積，即**mAs**表示。
在陽極處產生的 X 射線光子數量也強烈依賴於施加的電壓（即 kV），大約呈平方關係。因此，XRT 的 X 射線產生效率在較高千伏時明顯更高。圖 2.9.5 說明了這一點，其中 60 kV 時產生的光子數量約為 40 kV 時產生的光子數量的 2.5 倍，而 100 kV 時產生的光子數量幾乎是 7 倍 - 140 kV 時產生的光子數量幾乎是 12 倍。重要的是要認識到 mA 和 kV 都影響光束中的 X 射線光子數量。
請注意，由於 XRT 產生一個寬的 X 射線能量譜，發射的 X 射線被稱為**多色**或多能，與**單色**（或單能）發射形成對比，後者是指具有單一能量的 X 射線。
還要注意，由於大多數輻射探測器對直接測量 X 射線能量譜太敏感，因此可以使用基於計算機的模擬器（例如 SpekCalc[2]）作為可接受的替代方案。
高壓發生器
[edit | edit source]這是一種電氣裝置，用於產生為 XRT 供電所需的高壓（HV）。市電通常以單相或三相交流電（AC）的形式供給醫院/診所。單相高壓發生器可以接收交流電源提供的電力，將其整流，並在施加到 XRT 之前將其轉換為數萬伏。整流過程用於半波或全波形式，以去除任何負向電壓，否則這些電壓會激發陽極充當電子源（見圖 2.10）。
從圖中可以看出，半波整流導致在每個市電週期向 XRT 施加一個電壓脈衝，其持續時間相當於半個市電週期（例如，歐洲和澳大利亞為 10 毫秒）。還可以看到電壓脈衝從零開始上升，達到最大值，然後再次下降到零。顯然，產生的 X 射線的最大能量將遵循類似的模式。因此，這種最大電壓稱為峰值千伏（**kVp**）。
從圖 2.10 中還可以看出，全波整流將在每個市電週期提供兩個電壓脈衝，但波動仍然存在。然而，請注意，曝光長度（即**曝光時間**）可以理想地減半，以實現與半波整流系統等效的 X 射線曝光。
重要的是要認識到，高壓電纜中的電容效應可以對這些電壓波動起到平滑作用，因此情況並不像這裡描述的那樣簡單。
可以使用更復雜的發生器將這些大的電壓波動減少到紋波。例如，由三相電力驅動的發生器可以產生每市電週期 6 個和 12 個脈衝，電壓紋波分別為 13.5% 和 3.5%。紋波可以在高度專業化的恆壓發生器中進一步降低，理想情況下降低到 0%。
近年來，逆變高壓發生器得到了發展。這些發生器包含將輸入交流電轉換為直流電的電路，然後將其斬波成中頻（例如 2 kHz）或高頻（例如 200 kHz），然後將其轉換為千伏。這種發生器可以產生約 5% 的電壓紋波。
由於這些現代發生器產生的高壓幾乎恆定，因此與單相發生器不同，在曝光過程中 X 射線譜保持恆定。因此，術語**kVp**已被術語**kV**取代。
移動式X射線機可以由逆變器電路供電，或者更傳統地，由電容放電發電機供電。這些較舊的系統透過將電容器充電至所需的kV值，然後透過X射線管放電來工作。因此，在這些曝光過程中，X射線管上施加了一個呈指數（理想情況下）遞減的電壓。
發電機控制檯通常提供用於不同身體部位放射攝影的協議 - 見圖 2.11。曝光控制通常位於此處，並通常顯示曝光的千伏 (kV)、管電流-曝光時間乘積 (mAs) 和曝光時間 (ms)。
過濾是指優先從多色輻射束中去除低能X射線光子的過程。其一般目的是輻射防護，因為這些低能光子很可能在患者體內完全被吸收，而不會有助於影像形成。實際上，所有能量的X射線都會被過濾過程衰減，其中低能量的X射線被抑制的程度更大。因此，該過程會使輻射束硬化，即X射線光譜的形狀發生變化，使其平均能量增加 - 見圖 2.12。
傳統上，薄鋁板和銅板被用於這種過濾。稀土過濾器也已被使用。在鑭的情況下，其K邊位於 39 keV，在這個能量處衰減明顯增加，並且產生的光譜形狀如圖所示。
這些金屬過濾器通常被稱為附加過濾。它們與本章前面描述的X射線管和外殼的固有過濾形成對比，固有過濾是由管壁玻璃、油和電木出口埠提供的。這些元件可以產生大約 0.8 毫米鋁的等效過濾。
因此，X射線束的總過濾是固有過濾和附加過濾的總和。附加過濾器的應用需要增加曝光引數以補償其對X射線的吸收。通常，對於大於 70 kVp 的曝光，使用至少 2.5 毫米鋁的總過濾等效值，而對於低能量曝光，則使用更薄的厚度。
光束準直器 (LBD) 通常連線在X射線管的輸出埠，以允許使用準直器調整射束尺寸。通常，它們由兩組可以調節的水平鉛板組成，以便可以形成矩形輻射束 - 見圖 2.13。
該裝置通常還包含一個離軸光球，它在X射線束軸線上安裝了一個小鏡子，用於反射光線，使其模擬X射線束的尺寸。光束用於在X射線曝光前設定患者的照射區域，並且通常疊加有十字準星。
照片中可以注意到LBD中的一個狹縫。這用於放置附加過濾，如前所述。
位置控制通常位於LBD上，允許X射線管垂直和水平移動，以及為斜向曝光進行角度調整。用於調整準直器的控制通常也位於LBD上 - 見圖 2.14。
LBD也是安裝劑量面積乘積 (DAP) 計的理想位置，用於監測患者的輻射曝光。
自動曝光控制 (AEC)，也稱為光控定時，在診斷放射學中被廣泛用於在達到參考水平時終止X射線曝光。該參考通常由影像接收器產生足夠射線照片所需的曝光預先定義。輻射探測器放置在影像接收器上，以測量曝光並向高壓發生器反饋訊號，當需要終止時。
探測器可以基於電離室，由於其對X射線的透明度高，因此可以安裝在影像接收器的正面。它們也可以基於固態探測器，但在這種情況下，由於它們對X射線的透明度低，因此安裝在背面。此外，可以使用多個探測器來檢測照射場的不同區域。例如，在胸部放射攝影中，通常使用三個AEC探測器 - 一個用於縱隔區域（由圖 2.15 中陰影矩形區域表示），一個用於每個肺部的區域（由陰影圓圈表示）。基於此，可以使用兩個肺部探測器確定的平均曝光來確定PA胸部放射攝影的曝光終止，並使用縱隔探測器來成像胸椎。其他探測器配置也是可能的，具體取決於臨床應用。
使用AEC拍攝射線照片的過程包括以下步驟
- 在控制檯上選擇合適的kV值；
- 啟動X射線管電機；
- 進行曝光，直到自動終止曝光。
請注意，在某些系統上，過早釋放曝光開關會導致曝光過早終止，儘管考慮到大多數臨床曝光中使用的曝光時間非常短，這種情況很少發生。
在曝光後，控制檯會顯示用於獲得AEC參考水平的mAs值 - 見上面的圖 2.11。當AEC與高頻高壓發生器一起使用時，電路如圖 2.16 所示。在這裡，輸入的市電電壓被整流並平滑化為直流電壓，然後被轉換為高頻交流電壓 - 然後透過變壓器轉換為高電壓 (HV)，整流並平滑回直流電壓，以應用於X射線管。對於AEC操作，由輻射曝光產生的探測器電壓被積分以提供實際曝光量的度量，Dactual，然後將其與之前儲存的參考曝光量，Dref 進行比較，以啟用曝光終止。
最後，這種型別的發生器設計可以擴充套件到一種能夠生成具有更短曝光時間的射線照片的發生器。這可以在固定千伏和電流 (mA) 下實現，在曝光期間，電流 (mA) 從比正常使用更高的值下降，這種方式利用了X射線管陽極的瞬時加熱特性。這些加熱特性可以預先程式設計到曝光控制系統中。這種型別的設計被稱為下降負載發生器，可以用於將曝光時間縮短到遠低於使用更傳統的設計所能達到的水平。
- ↑ Behling, 2016. 診斷X射線源的效能和缺陷：概述. 醫學物理國際，4:107-14.
- ↑ Poludniowski G, Landry G, DeBlois F, Evans PM & Verhaegen F, 2009. SpekCalc：一個用於計算鎢陽極X射線管的光子譜的程式. Phys Med Biol, 54:N433-8.