X射线机----数字x射线成像装置

        随着电子学、光学和计算机科学技术进步，数字化医学影像装置迅猛发展。传统X射 线摄影已逐渐显现出弊端。传统X射线摄影所需X射线胶片，需经暗室冲洗，程序复杂，不利于质量控制；胶片管理难度大且较烦琐，占用空间大，所需经费较多，查询资料速度慢，图 像传递耗时、效率低；图像灰阶度分辨力低，不能用计算机处理，不便于储存和传输、远程会诊及资源共享；X射线摄影曝光量相对较大，图像质量不能更改，当质量达不刭诊断要求时需重拍，致成本增加；胶片的丢失、片损和变质所引起的医学信息丢失是无法解决的问题。 数字X射线成像装置克服了常规X射线成像的不足，利用计算机进行后处理为实现影像进人信息网络系统提供了可能。由此．计算机X射线摄影，医学影像计算机化和PACS正是基于这种医学影像的发展方向应运而生。 数字X射线成像装置是指把X射线网像进行数字化图像处理，进行闭像显示的X射线装 置。根据成像原理不同，这类装置可分为计算机X射线摄影(computed radiography，CR)、数字 荧光X射线摄影(digital fluorography．DF)和数字化摄影(digital radiography，DR)装置三种。

        1．计算机X射线摄影 早由日本富士公司于20世纪70年代研制．80年代推出，90年代上市的计算机X射线摄影系统，捌l CR成像系统，是将通过被检者的X射线信息潜像记录在成像板(imaging plate，IP)中，通过激光对IP进行扫描，输出光信号，以光电倍增管 转换成电信号，再经A/D转换成数字信息输入计算机处理，形成数字化的X射线网像，如图5-12所示。CR成像是将X光影像通过IP再转化为数字化图像，所以也是间接数字化X射线成像。IP可以重复使用，但没有影像显示功能。

        (l) IP原理：IP结构如图5-13所示。射人IP的X射线量子被IP荧光层内的PSI.荧 光体吸收，释放出电子。其中部分电子散布在荧光体内呈半稳定态，形成潜影，完成X射线信息的采集和存储。当用激光来扫描（二次激发）已有潜影的IP时，半稳态的电子转换成光量子，即发生光激励发光现象（简称光致发光现象）。产生的荧光强度与次激发时X射 线的能量精确地成正比，完成光学影像的读出。IP的输出信号还需由读取装置继续完成光电转换和A/D转换，经计算机图像处理后，形成数字影像。 
        IP在再次使用时，需要重作一次光照射，以消除可能存在的任何潜影。由于IP上的荧 光物质对X射线的敏感度高于普通X射线胶片，要求很好地屏蔽。 
        (2)读取装置：CR系统的读取装置可分为暗盒型和无暗盒型。暗盒型读取装置是将IP置人与常规X射线摄影暗盒类似的盒内，它可以代替常规摄影暗盒在任何X射线机上使用。而无暗盒型读取装置配备在专用机器上，常规X射线摄影设备不能配备此装置。配备此装置的机器集投照、读取于一体，有立式和卧式两种形式。IP在X射线曝光后直接被传送到激光扫描和潜影消除部分处理，供重复使用。

        (3)计算机图像处理：常规X射线照片的影像特性是由照相条件、增感屏及胶片决定 的，不能加以改变。CR系统则不同，由于使用高精度扫描及读出的数字信号可通过计算机 进行图像后处理，所以能够在大范围内改变影像特性，终得到稳定、高质量的影像。

        (4)激光照相机：因诊断、阅片的需要，常用激光照相机把数字X射线影像记录在专用 胶片上，该专用胶片对特定波瞄的激光具有较高的敏感度。激光照相机的主要特点：①数字 化：灰阶密度调整范围8-12bit，可提供256-4096级灰度，分辨率高、曝光宽度大。②影像放大（或缩小）技术：采用内插法，影像放大后像素数目保持不变。因此放大后的影像保留了原影像的所有细节。③自动窗口技术：窗口的技术参数由计算机算出后存储在激光照相机内。④多幅照相：根据成像设备显示的影像，选择和排列多幅影像数据存人大容量存储器，然后一次打印成像，形成多幅影像。⑤激光照相机始终保持标准的影像密度：内置密度计，可在打印前重检每幅影像，并自动调整反差、密度等。机内提供10个标准灰阶密度值，用于测试影像密度；存储多组胶片特性曲线，以备更换胶片或例整显影条件时选用。 综上所述，CR具有常规X射线摄影方式不具备的各种处理功能，保证获得良好的影像质量；可与原有的X射线成像设备匹配工作；曝光剂量显著降低，可为常规X射线摄影剂量的1/10-1/5;具有影像数字化带来的各种优点。 2数字荧光X射线摄影 DF沿用影像增疆管一电视系统(I. I-TVs)，即X射线曝光后 经I I-TVs形成亮度增强的荧光影像，CCD或真空摄像管将荧光影像转换成视频电信号，

        再经A/D转换后形成数字图像信号，南计算机进行信息储存、后处理等过程（阿5—14）。此种方式也称为间接数字化摄影(indirect digital radiography，IDR)，DSA也属于此类装置，成像原理基本相同，只是图像要作减影处理。 
        3.数字化摄影数字化摄影系统是通过平板检测器( flat panel detector，FPD)技术将X射线影像直接转化成数字影像，所以这种方法属于直接数字化X射线成像( direct digitalradiography，DDR)。DDR早由美国Sterling公司开发并投入市场。其检测器呈板形，称 为平板探测器，周定于立式胸片架或平床的滤线器中，外形与普通X射线设备无任何区别。 在曝光后几秒即可显示斟像，无需暗盒。和传统X射线成像相比，具有成像快、图像质量 高、易于保存和检索、运行成本低等诸多优势。DR系统框图如网5-15所示。

        平板检测器( FPD)可分为直接和间接 两类。 立接FPD的结构主要是甫非晶硒层加薄膜半导体阵列(thin film transistor array， TFT)构成的平板检测器（图5-16）。由于非锢嚯等 品硒是一种光电导材料，因此经X射线曝光 后由于电导率的改变就形成图像电信号，通过TFT检测阵列，再经A/D转换、处理获得数字化图像在显示器上显示。 间接FPD的结构主要是巾闪烁体或荧光体层加具有光电二极管作用的非品硅层再加TFT阵列构成的平板检测器（图5-17）。此类平板的闪烁体或荧光体层经X射线曝光后，I可 以将X射线光子转换为可见光，而后由具有光电二极管作用的非晶硅层变为图像电信号， 经过TFT阵列其后的过程则与直接FPD相似，后获得数字图像。 

        以上两种类型的探测器各有优缺点。非品硅型平板探测器中，闪烁体层由于晶体结构的 关系，在传递信号的同时不可避免地有光散射的发生，吸收率有所下降．f旦对终图像质螬影响不大。其较高的量子检测效能，可在较低剂韫x射线曝光情况下获得高质量的图像。由于 成像快，可用于透视及时间减影等领域，大大增加了x射线检查的使用范丽。而以硒作为光电 导体可以直接将光信号转换为电信号，避免散射的发生。但其对x射线吸收率较低，在低剂量条件下图像质量不能很好地保证。且硒层对温度较敏感，使用条件受到限制。 平板探测器和x射线球管组成了直接数字成像的主要部分。另一部分则是操作、质量 控制和后处理部分。大部分的工作都是由计算机承担。 随着技术不断进步，DDR技术不断成熟，更多的厂商把DDR集成到自己的影像产品巾，不久的将来越来越多的屏胶系统将为DDR所取代。

        4．数字减影技术数字减影血管造影技术(digital subtraction angiography，DSA)是 常规血管造影术和电子计算机图像处理技术相结合的产物。由于普通的m管图慷重叠于很 多的解剖结构（如骨骼、肌肉、脂肪、血管及气腔等）的影像中，要想单独观察血管较为困难。 为此，早在20时纪60年代就出现了x射线照片减影术，主要用于脑im管造影。它是将同 部位、同体位的帆管造影片与平片进行光学减影，从而获得仅有血管显示的图像，而其他非血管结构的背景均被消除，这种方法操作烦琐而且对比较差。20世纪70年代以后，随着电 子计算机的发展，DSA很快被作为一种新的检查方法引入了放射诊断。20世纪80年代初，成批的DSA系统被生产出来并投入应用。南于它：①只需很少量的造影剂就可必立即获得图像；②町应用细小直径的导管进入分支m管进行造影•解决诊断及治疗所遇到的问题；③DSA安全、痛苦小、时间短．可“在门诊检查中解决相当一部分临床珍断的问题；④可以 使检查结果定量化等优点，所以DSA作为一种改进的血管造影方法，在过去一直习惯于靠 形态学的变化来进行判断的放射学专家们面前展开了一个新的前景。 数字减影的原理是利用介入插管技术，对人体检查部位，在高压注射器的配合下，分别 获取注人造影剂前后的X射线电视图像，然后将这两幅图像相减，其余组织结构的影像被全部消除，获得减影后的图像，就是血管系统的藏影像。图5-18为数字减影处理过程。系统的基本功能是将造影剂注射前和后的两帧用像进行相减。造影前的图像即不舍造影剂的I铜像称之为基像（叉称掩模像），广义地说，基像不一定是造影前的陶像，基像是要从其他图 像中减去的基准图像，所以造影过程中任一幅图像都可以成为基像。注入造影剂后得到的 图像称之为造影原艨，造影原像减去基像，一幅减影的图像就获得了。 

        数字减影技术的实施必须借助数字化X射线机系统。X射线投照人体后，在影像增强器上形成可见光图像，摄像机摄取可见光圈像，在摄像机中，图像转变为视频信号，经过A/D转 换后，变成数字信号，然后放置在图像处理器的帧存储器中，经过计算机的特定运算处理后，形成 数字减影图像。一幅好的减影图像的获得．常常需要经过一系列的处理，常见的处理有：①对数变换处理；②时间滤波处理；③对比度增强处理。DSA减影方法有多种，其依据减影过程中所涉 垃的物理学变量（时间、能量、深度等）的不同分为时间减影、能量减影、体层减影、混合减影等。

        同5-19为实际的DSA系统框图，实际的DSA系统应包括以下几个部分：①射线质量 稳定的X射线机部分；②X射线咸像到视频信号到数字信号的图像检测器部分；③计算机 数字图像处理部分；④计算机对系统各部分及外设的控制接口部分；⑤图像显示、存储显示、 存储、拷贝等外设部分。 数字减影技术的根本目的实际上是为了能够更清晰地分辨人体内的血管组织，并不只 是追求消除人体背景组织，把背景减去只不过是人们在追求血管清晰度过程中的一种手段 或方法。因此，数字减影处理的注意力应该集中在如何更清晰地表现血管、反映血管，以利于医生对病变的诊断。在DSA设备中，特别重视和强调高信噪比的信号源，只有保证原始幽像具有很高的信噪比，才能使得后显示的减影图像具有较高的清晰度和良好的信噪比，电才能使得数字帆管减影图像具有较高的临床诊断价值。