数字放射成像的基本物理学/基础
本章介绍了数字放射成像的基本物理特性。本章从原子环境的考虑开始，特别是在电子壳层的水平，然后描述了 X 射线的产生和检测方式。它们被不同材料衰减的数学处理以及现代放射成像仪器的设计概览。傅里叶变换也从概念角度进行了介绍。
可以认为原子是所有物质的基本组成部分之一。根据简化的玻尔模型，它是一个非常复杂的实体，由一个中心的原子核被电子绕轨道运行，有点类似于行星绕太阳运行——参见图 1.1。原子核由两种粒子组成——中子和质子。质子带正电荷，而中子不带电荷。电子带负电荷。
电子非常小，其质量约为质子或中子质量的 0.05%。质子的质量本身也很小，约为 10-24 克，与中子的质量类似。无论实际值如何，都可以推断出原子的大部分质量都集中在原子核中。
原子核中质子的数量被称为原子序数 (Z)，它也表明了元素在元素周期表中的位置。
原子核是放射性发射的来源，这些放射性发射在核医学和分子影像中得到利用。它也是核磁共振 (NMR) 现象的来源，这些现象在磁共振成像 (MRI) 中得到利用。相比之下，诊断放射成像从根本上来说是基于发生在轨道电子上的变化。
让我们通过考虑一些常见的原子示例来更详细地了解这种情况。最简单的是氢——元素周期表中的第一个元素。在它最常见的形式中，原子核由一个质子组成，一个电子绕着它运行——参见图 1.2。氦是元素周期表中的第二个元素，它有一个由两个质子和两个中子组成的原子核，并且有两个电子围绕它运行。
最常见的碳形式是元素周期表中的第六个元素，它的原子核由六个质子和六个中子组成，并由六个电子围绕运行。最后，氧是元素周期表中的第八个元素，它的原子核中含有八个质子和八个中子，并且由八个电子围绕运行。注意，质子的数量和电子的数量相等，因此原子在孤立状态下是电中性的。
这种情况或多或少地在整个元素周期表中重复出现，因此，诸如钙（第 20 个元素）这样的元素被 20 个电子绕轨道运行，钼（第 42 个元素）被 42 个电子绕轨道运行，而钨（第 74 个元素）被 74 个电子绕轨道运行。
关于上图还需要注意两点。首先，请注意，在这个简化的视图中，电子在原子核周围占据了确定的轨道。这些轨道有时被称为壳层，并分别标记为 K（最内层）、L、M、N 等。
其次，请注意，这些壳层只能容纳一定数量的电子，例如，K 壳层能够容纳的最大电子数为 2，L 壳层为 8，M 壳层为 18，N 壳层为 32，O 壳层为 50。最后，请注意，当电子从壳层中移除时，会产生一个正离子。
电子通过它们所谓的束缚能与原子结合在一起。这种束缚能对于 K 壳层最强，并且随着电子离原子核越远而减弱。K 壳层束缚能随着原子核的原子序数的增加而增加，如以下表格所示。
| 元素 | 原子序数 (Z) | 束缚能 (keV) |
|---|---|---|
| 氧 | 8 |
0.5
|
| 钙 | 20 |
4.0
|
| 碘 | 53 |
33
|
| 钡 | 56 |
37
|
| 钨 | 74 |
69.5
|
| 铅 | 82 |
88
|
这种情况可以使用能级图来说明，图 1.3 显示了钨的例子。
该图显示了 K 壳层位于底部，具有 2 个电子的占据情况和最大的束缚能。在它上面是 L 壳层，具有 8 个电子的占据情况和较低的束缚能——其他壳层也类似。
首先请注意，束缚能以 keV 表示，即千电子伏特。这是一个用来表达原子级微量能量的测量单位。在这里，焦耳（能量的 SI 单位）太大。可以推导出
换句话说，一个电子伏特小于焦耳的百万分之一的百万分之一的百万分之一——非常小！
从上面的图中注意，钨原子中 K 壳层电子的束缚能为 69.5 keV。这意味着，如果我们想要从原子中移除其中一个电子，我们需要给予它超过 69.5 keV 的能量。为了移除 L 壳层电子，只需要 10.2 keV 的能量。
请记住，之前我们提到过，从原子中移除电子后会产生离子。从这个角度来看，我们可以说，K 壳层的电离势为 69.5 keV，而 L 壳层的电离势为 10.2 keV——其他壳层也类似。我们在这里感兴趣的是，这种电离过程之后会发生什么。
例如，当从 K 层移除一个电子时，来自外层的一个电子可以下降到填补产生的空位。这个过程伴随着从原子中发射电磁辐射，其能量相当于参与的两个壳层的结合能之差。例如，在钨中，如果 K 层空位被 L 层电子填充，则发射的辐射能量为
而当空位被 N 层电子填充时，其能量为 69.0 keV。
我们刚刚考虑了当材料内部的电子在能级之间跃迁时如何产生电磁辐射。辐射由横波组成，可以用它们的波长 (λ)、频率 (f) 和辐射能量 (E) 来描述。这些变量通过以下两个公式相互关联
和
c = f λ其中 h 是普朗克常数 (6.63x10-34 m2kg/s)，c 是波速（例如，3x108 m/s）。因此，高频对应于相对高能的短波长波，反之，低能量辐射对应于低频和长波长。
这些发射辐射的能量构成一个宽广的光谱，取决于产生它们的特定电子排列，这被称为电磁频谱 - 请参见图 1.4。
频谱是科学界已知的范围最广的物理现象。从图中可以看到，它从波长远大于 1 米的波扩展到波长小于百万分之一、百万分之一、百万分之一米。在这些极小的波长下，辐射可以被认为是小的波包，也称为光子。也可以看到该频谱涵盖从低于 1 kHz 到超过 1024 Hz 的频率。相应地，能量范围从低于 1 μeV 到超过 10 MeV。
电磁辐射根据辐射与物质的相互作用方式进一步分类。在频谱的低端，辐射表现为无线电波，无线电波在通信领域得到了广泛应用。在这个区域之上，是已知会引起加热的辐射宽带，称为红外 (IR) 波。略高于此的是一个非常窄的频带，我们眼睛的视网膜对它有反应，称为可见光区域。高于此的是能量更高的紫外线 (UV) 射线，其中一些已知会导致皮肤损伤。这些波中最具能量的是X 射线，已知它们能够穿透光学不透明材料。在这个非常宽的频带内，存在被称为伽马射线的波，它们与 X 射线完全相同，但源自原子核内部而不是电子壳层。X 射线区域还可以分为诊断辐射和治疗辐射，其中较低能量 (20 - 150 keV) 的 X 射线用于诊断放射学，而较高能量射线 (1 - 25 MeV) 用于放射治疗。诊断 X 射线波长范围大约为 0.1 纳米到 0.01 纳米，而相比之下，可见光的波长约为 400 纳米到 650 纳米（从紫色到红色）。
最后，辐射可以根据它是否在被照射的材料中产生离子来分类。高能辐射，如某些紫外线、X 射线和伽马射线，在与物质相互作用时会产生离子，被称为电离辐射，而较低能量会导致非电离辐射。
这种形式的电磁辐射最初是由威廉·康拉德·伦琴在 19 世纪末发现的[1]。他当时正在使用克鲁克斯管进行阴极射线实验，并注意到附近一块涂有氰化钡晶体的硬纸板开始发光。在他的发现之后不久，他注意到他自己的手的 X 射线阴影投射在屏幕上，后来制作了第一张射线照片，拍摄的是他妻子的手。正如人们常说的，接下来的故事就成了历史！
伦琴本人一直称这种辐射为 X 射线 - “X” 代表未知。在世界的一些地方，它们被称为伦琴射线，以纪念它们的发现者。事实上，一个领先的协会被称为美国伦琴射线协会，并且多年来一直出版《美国放射学杂志》。
如今，我们知道，当我们向材料发射一束高能电子束时，可以由各种各样的材料产生 X 射线。钨是一种在医学中用于 X 射线生产的非常常见的金属，部分原因是它的电子结合能使得可以产生相当穿透力的辐射。发生的过程如图 1.5 所示。
可以使电流通过真空管内的细灯丝，以产生电子。这些电子形成电子云，并在管中加速，撞击钨阳极。加速可以通过将阳极和阴极连接到高压电源来实现，该电源通常可以产生 20 到 150 kV 的电压。X 射线随后在钨靶内产生，如图中短箭头所示。
X 射线在钨中通过两个过程产生：电子发射和电子减速。在前一个过程中，当电子束中的电子与钨原子发生碰撞并从钨原子中弹出电子时，会产生 X 射线 - 如图 1.6 所示。
图的 (a) 面板展示了一个钨原子的四个电子壳层 (K、L、M 和一些 N)。为了简化图示，其他电子没有显示出来。当来自电子束的入射电子与具有足够能量的 K 层电子发生碰撞时，它可以将电子从原子中弹出，并在该壳层中留下一个空位，如面板 (b) 所示。然后，这个空位会被来自外层的一个电子填充 - 这个过程伴随着 X 射线的发射。下降的电子可以来自任何外层 - 图中以 N 层为例，但也可能是 L 层或 M 层，或者实际上是来自 P 层或 O 层（如果你记得的话，图中没有显示这些层）。
在 L 层电子填充 K 层空位的情况下，L 层随后会留下它自己的空位，然后可以由来自外层的一个电子填充，从而产生级联式效应，直到空位被转移到外层。
在这种类型的过程中发射的 X 射线的能量相当于参与跃迁的电子壳层结合能之差。在钨的情况下，对于 N 层到 K 层跃迁（图 1.3），X 射线的能量由下式给出
对于 L 层到 K 层跃迁，X 射线能量为
通过这些跃迁产生的 X 射线称为特征辐射，因为它们是产生它们的元素的特征。因此，例如，铜中的主要跃迁（其能级图如图 1.8 所示）为 8.97 keV（N 层到 K 层）、8.91 keV（M 层到 K 层）和 8.05 keV（L 层到 K 层）。
图 1.9 展示了铜原子 K 层空缺级联填充的过程，这种情况发生在入射光子将 30 keV 能量转移到 K 层电子时。请注意（见图左侧），弹出的电子能量为 30 keV 减去 K 层的结合能 (8.98 keV)，即 21.02 keV。另请注意，后续的（见图右侧）L 层到 K 层跃迁将产生能量为 8.05 keV 的 X 射线，M 层到 L 层跃迁将产生能量为 0.86 keV 的 X 射线，而 N 层到 M 层跃迁将产生 0.06 keV 的 X 射线。
当高能电子束射向钨等致密材料时，产生的 X 射线的第二种过程是由于这些电子在被材料原子静电场偏转时减速造成的。这种过程导致所谓的制动辐射——也更常见地被称为轫致辐射，一个德语单词，意思相同。
电子束中的电子会受到材料原子核和轨道电子的正负静电力的影响。入射电子可以被这些力偏离其原始方向，并损失能量，以 X 射线光子的形式发射出去。通常，电子束中的电子在静止前会经历许多这样的相互作用。偶尔，它们中的一些可能会与原子核发生碰撞，这会导致产生一个能量等于入射电子能量的 X 射线光子。
结果会产生一个宽广的 X 射线能量谱，其最大能量等于电子束中的能量。
这两种过程的综合效应如图 1.10 所示。可以看出，当 100 kV 电子束撞击钨阳极时产生的 X 射线谱由一个宽的轫致辐射谱组成，其强度随能量减小，并叠加了钨特征辐射能量的谱线。请注意，由 100 kV 电子束产生的 X 射线的最大能量为 100 keV。类似地，如果电子束具有不同的能量，则最大 X 射线能量将处于该不同的能量处（Duane-Hunt 定律）。另请注意，如果使用低于钨 K 层结合能的电子束能量，例如 60 kV，则只会获得轫致辐射谱，而不会出现来自 K 特征辐射的任何谱线。 图中没有显示除 K 层以外的其他壳层的特征谱线，因为对于钨来说，它们的能量很低（在 L 特征辐射的情况下，大约为 7.5 到 10 keV），对我们来说没什么意义。
最后，请注意，图 1.10 显示，钨阳极 X 射线谱中的大部分辐射来自轫致辐射。
X 射线探测
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伦琴本人首先使用铂氰化钡晶体中产生的荧光来探测 X 射线。这些荧光晶体在吸收 X 射线时会产生闪烁（即微弱的光闪）。还发现许多其他材料也会发生闪烁，例如钨酸钙、硫氧化钆、碘化铯和碘化钠，仅举四种在诊断放射学中得到广泛应用的材料。图 1.11 说明了 20 世纪初增感屏的使用情况。
这些材料在 X 射线照射后产生的荧光可以用能带理论来解释。在这里，某些晶体材料中的电子环境可以被认为是由两个能带表示的——价带和导带。它们之间被一个称为能隙的禁带隔开，如图 1.12 所示。
图中的“能量增加”箭头指的是电子的能量。晶体原子的外层电子被认为占据着价带 (V)。当它们离开原子时，它们被认为加入了导带 (C)。这两个能带之间存在一个能隙，通常不能被电子占据。但是，晶体中的杂质和晶格缺陷可能会产生中间能级 (T)，这些能级可以将电子捕获在能隙内。例如，这些陷阱可能是制造过程的结果，或者它们可能是设计到晶体结构中的。
图 1.13 显示了 X 射线吸收过程。X 射线能量吸收会导致价带中的电子升高到导带，一旦它获得了克服能隙所需的能量（过程 #1）。这种激发的电子可以直接被收集（过程 #2），例如在非晶态硒等材料中，用于探测 X 射线。这个过程在直接数字放射成像 (DR) 图像接收器中得到利用。
或者，激发的电子可能会立即下降回价带（过程 #3）——这个事件伴随着可见光和/或紫外线辐射的释放。这是荧光材料遵循的过程，并在放射成像增感屏中得到利用，用于胶片/屏 放射成像、透视和间接数字放射成像。它也是闪烁型辐射探测器利用的过程。
另一种选择是，从导带下降的电子被捕获在中间能级（过程 #4）。电子停留在该陷阱中，直到发生某些事件将其释放——这个事件伴随着某些晶体中光的释放。这种“某些事件”通常可以由其他形式的能量提供，例如热量——如热致发光——或光——如光致发光。热致发光过程在热致发光剂量计（TLD）中得到利用，热致发光剂量计广泛用于个人辐射监测。光致发光 (PSL) 在计算机放射成像 (CR) 中被利用，用于 X 射线成像。
探测效率表示辐射探测器和图像接收器吸收辐射的能力，而转换效率用于表示该吸收能量转换为可测量量的程度，例如光或电流。请注意，这两个量都需要表达探测器性能。例如，如果铅用作辐射探测器，它可以具有接近 100% 的探测效率（取决于其厚度），但转换效率接近 0%，因为不会产生可测量的光或电流信号。
用于 X 射线图像接收的材料通常有三种类型
- 非结构化荧光体，例如硫氧化钆 (Gd2O2S:Tb) 和氟溴化钡 (BaFBr:Eu)，以粉末形式分布在透明结合基质中；
- 结构化荧光体，例如碘化铯 (CsI:Tl)，由密集的、狭窄的晶体组成，每个晶体直径约为 5 μm；以及
- 光电导体，例如非晶态硒 (a-Se)，它直接响应 X 射线照射产生电信号。
对于所有这些材料，探测效率随着厚度的增加而增加。但是，较厚的荧光体会导致非结构化荧光体中空间分辨率的降低，因为在荧光体基质中产生的光子会发生扩散。这是早期 CR 和一些 DR 成像仪的情况。较薄的荧光体会减少这种扩散量，但其较低的探测效率会大幅增加获得足够图像所需的曝光量。
相比之下，结构化荧光体（用于一些 CR、许多间接 DR 接收器和 X 射线图像增强器中）是由微观的柱状晶体结构制成的，这些结构以类似光纤的方式将光内部反射，扩散最小。这使得可以使用具有优异探测和转换效率的相对较厚的荧光体。
直接DR探测器中使用的光电导体，直接产生电子，这些电子被电极收集，电子扩散最小，因此具有极高的转换效率。半导体材料可以制成相对较厚的材料，从而提高探测能力。但是，这些材料的X射线吸收特性往往比磷光材料差，因此其探测效率较低。然而，它们的可见光探测效率相当高，这从它们在复印机、激光打印机等方面的广泛应用中可以得到证明，这导致了将磷光屏与光电导体耦合的混合探测器的概念。
图1.13（过程#2）中所示的原子电离也可能发生在其他材料中，例如气体。在这里，我们将电离过程视为产生一个离子对，即一个正离子一个电子。在X射线吸收后，离子对被施加的电场扫除，并被电极收集，并作为电流进行测量。这就是辐射探测器（如电离室和盖革计数器）的工作原理。
X射线的衰减
[edit | edit source]X射线束穿过物质时，由于X射线光子和物质原子之间的碰撞，其强度会减弱。由于碰撞导致光子的吸收和散射，因此称该束被衰减。主要的吸收过程（称为光电效应）会完全从辐射束中移除光子。主要的散射过程（称为康普顿效应）会导致光子能量降低，方向改变。我们将在后面的章节中更详细地讨论这些过程，并在此基础上建立该现象的数学描述。
为了简单起见，考虑当一束狭窄的X射线照射到衰减材料时会发生什么，如图1.14所示。假设初级束由单一X射线能量的光子组成，即单能辐射，并且不发生散射。因此，X射线衰减，即束中光子数量的减少，可以用以下公式表示
其中N0和N是入射辐射束和透射辐射束中的X射线光子数，Δx是衰减器的厚度，μ是一个常数，称为线性衰减系数，它反映了衰减材料的特性。材料的衰减性越强，μ的值就越大。
通过对所有衰减器厚度积分，可以写成
可以将X射线光子数乘以其能量，以用辐射强度表示上述关系，即
其中I和I0是透射辐射强度和入射辐射强度。这个方程称为比尔-朗伯定律。
因此，μ=0.01 cm-1的值意味着，对于厚度为1 cm的吸收体，约有1%的入射X射线光子会被衰减，而99%会穿过。当μ增加到0.5 cm-1时，对于相同厚度的吸收体，透射率约为60%（即e-0.5），因此提供的衰减约为40%。
例如，以下表格显示了在30 keV和60 keV的X射线能量下，通过1 cm厚度的软组织和骨骼的透射率。请注意，胸部X射线的典型透射率约为10%，颅骨约为1%，而腹部约为0.5%。
| 材料 | 30 keV (cm-1) | 透射率 | 60 keV (cm-1) | 透射率 | ||
|---|---|---|---|---|---|---|
| 软组织 | 0.38 |
68% |
0.21 |
81%
| ||
| 骨骼 | 1.6 |
20% |
0.45 |
64%
|
为了包括衰减材料的密度ρ，定义了质量衰减系数μm为
该参数用于解释不同吸收体的不同物质相，例如，对于水，μm理论上在液态、冰态或气态下都是相同的。根据这个基础，可以将比尔-朗伯定律改写为
其中乘积ρx称为吸收体的投影厚度。
该方程可以在线性/线性坐标轴上绘制，见图1.15。面板（a）中可以看到强度呈指数下降，与面板（b）中所示的等效线性下降形成对比。请注意，该线性下降的斜率为-μm。
从线性衰减系数可以得出一种有用的实际参数，称为半值层（HVL）。它表示使束强度减半所需的吸收体厚度。可以证明
以下表格显示了在30 keV和60 keV下，软组织和骨骼的计算HVL
| 材料 | 30 keV (cm) | 60 keV (cm) |
|---|---|---|
| 软组织 | 1.82 |
3.3
|
| 骨骼 | 0.43 |
1.54
|
HVL是一个在辐射防护中广泛应用的概念，通常用衰减材料的厚度表示，例如毫米铝、铅、铜等。
在多色辐射的情况下，与上面考虑的单能情况相反，随着束穿过衰减器，低能光子被优先移除，从而导致束硬化，这实际上降低了对数强度/投影厚度图的斜率，并且纯线性关系不再有效，见图1.16。从实际的角度来看，这意味着当使用多色X射线时，衰减器的第二个HVL大于第一个HVL。
使用多色X射线的另一个结果是，需要考虑能量范围内的HVL。因此，诊断放射学中软组织的HVL与上面表格中计算的值不同，通常约为2.5到3 cm。
一个相关的效应与X射线束的发散特性有关，并导致了反平方定律，见图1.17。请注意，X射线束的强度会因这种发散而降低，降低的因子与辐射源S到距离r的平方成正比。因此，如果将患者重新定位到距离源三倍的位置，则辐射强度将降低九倍，理想情况下，需要将曝光因子增加九倍以进行补偿。该定律也是辐射防护的基本原则，与曝光时间和辐射屏蔽一起。我们将在后面的章节中考虑这些防护措施。
此外，请注意，束的单位面积强度与到源的距离r无关。这种现象的发生是因为反平方定律提供的强度降低被随着r增加的束面积增加所抵消。这是名为剂量面积积（DAP）计的辐射剂量计的工作原理。它通常由一个电离室组成，该电离室位于靠近源的X射线束中，可以用于估计患者剂量，如后面的章节中所述。
放射成像系统
[edit | edit source]X射线成像系统基本上由一个X射线管（XRT）、一个图像接收器和患者定位装置组成。还需要其他组件来为XRT提供电力，将辐射束整形到感兴趣区域，以及将XRT定位到患者相对于患者的位置。在现代系统中，还需要一台计算机用于显示放射图像、对其进行注释，以及与影像存档通信系统（PACS）进行通信。计算机还可以用于为X射线系统提供用户界面，以及控制辐射曝光。
基本装置如图1.18所示。可以看到，XRT向患者发射一束确定的X射线，辐射在被数字图像接收器记录X射线阴影之前，会被患者吸收和散射。散射向所有方向进行（在图中以患者周围的灰色雾气表示）。X射线吸收导致X射线从束中完全移除，这取决于患者解剖结构的组成，因此，到达图像接收器记录X射线阴影的是没有被吸收的X射线。我们将这些X射线称为初级辐射。从图中可以看出，一些散射辐射也会到达图像接收器。
这种简单的设置被称为放射照相系统，其诊断应用包括胸部、腹部和骨骼成像。典型的系统使用XRT，其电源为额定功率高达80 kW的发电机。曝光参数根据成像的特定身体部位在控制台上选择。考虑到身体内部的运动，可能需要使用持续时间非常短的X射线曝光（例如1 ms）以避免图像模糊。
数字图像接收器，无论是计算机放射照相（CR）还是数字放射照相（DR），已经在许多环境中取代了传统的胶片-屏幕接收器。最大尺寸通常为43 cm x 43 cm，图像以高达3k x 3k像素的分辨率进行数字化。因此，每个像素的大小约为140 μm，可生成相当清晰的X射线图像。此外，可以应用数字滤波器以增强图像质量。此外，辐射探测器可以安装在图像接收器上以提供自动曝光控制（AEC），正如我们将在下一章中详细描述的那样。
XRT和图像接收器可以以多种机械配置部署。使用天花板支撑的XRT可以提供广泛的位置范围 - 请参见图1.19 - 尽管也使用壁挂式和地板安装式配置。这种类型的系统也可以适应移动放射照相，以便可以使用控制台/发电机支撑的XRT。最后需要注意的是，现代放射照相系统能够在特定于身体部位的采集协议中记录XRT和图像接收器的位置、曝光设置以及后处理功能，这使得操作简单高效。
虽然透视系统通常用于录制X射线电影，但它们也可以用于拍摄单个曝光。因此，它们被称为放射照相/透视（R/F）系统。此外，虽然一些透视系统采用传统的X射线影像增强器（XII）作为图像接收器，但许多现代系统仅基于数字图像接收器。此外，在基于XII的系统中，可以通过添加DR、CR或胶片/屏幕接收器来获得放射照相。
应用领域包括食道、胃和结肠（使用钡基对比剂）以及静脉造影、脊髓造影和血管研究（使用碘基对比剂）、泌尿科和负重骨骼研究。通常，XRT、图像接收器和患者床机械地连接在一起 - 请参见图1.20 - 尽管XRT和接收器也可以安装在C臂等结构上 - 请参见这张照片 - 以便提高灵活性。
在许多设计中，床也可以倾斜，以便利用重力促进对比剂流入身体部位。许多传统系统使用床下XRT，XII悬挂在患者床上方，而遥控系统使用床上的XRT，图像接收器安装在患者床下方 - 请参见图1.21了解示例。此外，还有移动式透视系统，其中一个带有XRT和图像接收器的C臂安装在发电机/控制台上 - 图1.22 - 例如，用于手术室和急诊室。
图像接收器的大小取决于系统的主要应用。移动式透视通常具有更小的接收器，例如23 cm，而固定式系统具有尺寸高达40 cm的探测器。这些更大的设备也可以用于提供电子放大图像。
血管造影系统是专门为血管研究和介入放射学而设计的专门改装的透视系统，例如经皮腔内血管成形术、血管狭窄和动脉瘤的修复，使用支架和线圈，以及经颈静脉肝内门体静脉分流术（TIPS）手术。用于神经放射学的血管造影系统可以采用双平面设计，其中两个相交的C臂（每个都有自己的XRT和图像接收器）用于同时从两个不同的投影获取图像。这种布置特别有用，因为脑血管树很复杂。此外，通过在曝光期间绕患者旋转C臂，可以执行锥形束计算机断层扫描（CT）并重建血管的三维（3D）图像。
这些复杂的系统通常将图像数字化到高达2k x 2k像素的分辨率，并且可以使用连续曝光生成高达每秒30帧的帧速率，尽管也可以使用较低帧速率的脉冲采集。它们可以由高达80 kW额定功率的高压发电机供电。较旧的系统设计基于XII进行图像接收。这些直径可以高达40 cm。更现代的设计采用了具有类似视野的数字探测器。此外，一些专用系统可以包含超声波扫描仪，例如，它可以用于对动脉穿刺和活检成像。
心脏病学系统专为诊断和治疗心脏病而设计，并安置在称为导管室或简称导管室的设施中。标准程序可能包括对冠状动脉树进行成像，在使用导管选择性注射对比剂后，以及对左心室功能进行分析。例如，分析可能包括计算射血分数和评估局部心室壁运动。此外，可以使用特殊导管监测心脏的内部电生理状态。用于显示生命体征（例如血压、氧饱和度和心电图）的仪器也可以集成到这些系统中。典型的治疗应用包括经皮冠状动脉介入治疗（PTCA）以打开狭窄病变（以及可能的后续支架植入）、消融心房颤动以及植入心脏内装置。
用于心脏血管造影的图像接收器可以生成高达每秒50/60帧的帧速率，以便有效地捕捉心脏运动。它们通常使用尺寸约为25 cm的接收器。
傅里叶变换
[edit | edit source]傅里叶方法提供了一种评估放射照相图像细节的优雅方法。例如，这些方法可以用于对有助于或不利于生成具有优良质量的图像的因素进行数学分析，以及用于对图像内微妙细节进行计算机操作。本节从概念上描述了这些方法的基础。
在医学上解释放射照相图像的传统方法是将它们视为人体解剖的表示。然而，在这些图像的数学分析中，我们可以将它们解释为空间的信号幅度波动，如图1.23所示。
一个更简单的图像可以作为我们考虑的起点，它是由分辨率光栅提供的 - 请参见图1.24。请注意，光栅中每个狭缝的宽度与相邻的铅块的宽度相同，因此可以通过轮廓图来认为通过它的辐射强度由方波表示 - 请参见面板（b）。可以用空间周期（通常以mm为单位测量）来表征这种方波，它等于一对线的宽度，即狭缝的宽度加上其相邻的铅块的宽度。它的倒数称为空间频率，它通常以线对/mm（LP/mm）表示。请注意，等效单位周期/mm也很常用。请注意，空间频率从左到右增加，超过了成像系统可以分辨的范围。这种空间频率视角通常在傅里叶方法中采用，并且这些频率被称为占据空间频率域。
傅里叶方法的一个基本特征是它们可以用来证明任何波形都可以用大量不同频率和振幅的正弦波的总和来逼近。反之亦然，即一个复合波形可以分解成无穷多个组成正弦波。图 1.25 说明了这一点，其中可以看到叠加正弦波的过程可以生成对方波的合理近似。识别复合波形中组成正弦波的数学过程称为傅里叶变换。它通常使用称为快速傅里叶变换 (FFT) 的计算机算法来计算。对这些正弦波求和以生成复合波形的逆过程称为逆傅里叶变换 - 见图 1.26。
因此，傅里叶变换可用于将图像数据从空间域转换为空间频率域，而逆变换可用于将此类频率信息转换回空间维度。在图 1.25 中，我们可以看到将大量正弦波加在一起可以形成方波。因此，可以得出结论，当向成像系统呈现方波时，也相当于呈现了无穷多个正弦波。此外，成像系统对方波输入的响应等效于系统对无穷多个正弦波输入的响应，即成像系统对所有空间频率的响应。因此，傅里叶方法广泛应用于评估不同成像系统的空间分辨率能力。
此外，在频域中，可以使用对空间域数据不可用的复杂方法来操作图像数据。这是它在数字图像处理中用于增强图像中细微特征的基础。在后面的章节中，我们将更详细地讨论这一特性，因为我们将考虑处理数字放射图像以及三维放射成像的图像重建。
FFT 也可以在二维中进行计算，以给出图 1.27 中所示的结果。由于傅里叶分析以正负空间频率的形式生成结果，因此可以以二维图像的形式绘制这些结果，使最大频率位于原点，水平和垂直方向的频率显示为向该原点增加。不同空间频率的调制使用灰度表示。例如，可以在图中沿水平轴看到低频带，代表手指图像数据的水平周期性，而沿 y 维度的更细的带则表明来自各种掌指关节的图像数据的周期性。在该二维 FFT 中，还可以看到以对角线形式运行的更高频率特征，例如代表骨的松质结构。
这种方法的实质在于，它可以通过增强和/或抑制二维 FFT 中的特征，然后使用 IFT 将结果转换回空间域，来产生一系列图像处理效果，如图 1.28 所示。在后面的章节中将更详细地讨论此类图像操作。请注意，图中所示的图像处理形式仅用于说明目的，与医学无关。
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由Glenbrook Technologies Inc. 的 Gil Zweig 添加的部分。
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目前，两种类型的荧光透视成像设备被广泛使用：碘化铯 (CsI) 图像增强器和数字平板放射成像器。成像设备的固有空间分辨率实际上是阴影平面的分辨率。当将放射分辨率靶放置在成像设备的输入窗口与之接触时，该值可以在 X 射线图像的视频显示器上观察到。因此，商用 CsI 增强器显示的空间分辨率为每毫米三到四线对 (lp/mm)。此分辨率限制了放大倍率。这部分是由于 CsI 输入闪烁体由于串扰、散射以及电子图像的缩小而造成的限制。
至于数字平板成像器，它不是真正的实时荧光透视成像设备。它更像是数字胶片。与实时运行且能够进行有限光学放大倍率的 CsI 图像增强器不同，平板显示器由涂有 X 射线敏感闪烁层的电荷耦合器件 (CCD) 阵列组成。由 X 射线照射闪烁层形成的视觉图像通过 CCD 传感器转换为数字图像。控制计算机将 CCD 信号合成视频图像。放大倍率由 CCD 阵列尺寸与视频显示器尺寸之比决定。平板成像器分辨率为 4 lp/mm。
最近授予的美国专利 7,426,258 描述了一种荧光透视相机，它可以实现 18 lp/mm 的固有分辨率，并且能够将荧光透视图像光学放大至 40 倍，而无需借助几何或数字像素放大。参见：“指尖”荧光透视图像。此性能实际上是通过创建非常平滑的阴影平面、将样本置于靠近阴影平面的位置，然后使用变焦视频相机光学观察增强后的阴影图像来实现的。当样本靠近阴影平面时，阴影锐度最大化，受焦点大小的影响更小。物体离其阴影越近，阴影越锐利。视频相机采用与非缩小夜视图像增强器的输入窗口耦合的高分辨率 X 射线闪烁体涂层。来自闪烁体图像的精细细节在输出窗口被放大 30,000 倍。该图像通过能够进行可编程变焦的自动对焦模拟 CCD 相机光学观察。从这项开发中实现的第一个重要进步是一个放大的实时荧光透视 X 射线成像系统，它不依赖于微焦点大小，也不依赖于与之相关的昂贵成本。此外，这些新系统体积小巧，可以将荧光透视图像记录为动态视频或静态 JPG。
改进的应用 这种荧光透视相机的独特功能使得能够开发用于医疗器械应用的 X 射线检测系统。由于该相机体积小巧且灵敏度提高，因此可以在比通常需要的 X 射线检测所需的辐射水平更低的辐射水平下实现荧光透视成像。X 射线图像可以放大，而无需将样本移向 X 射线源。台式 X 射线检测系统在小于 5 瓦的功率水平下生成具有高达 40 倍可变放大倍率的静态和动态荧光透视图像。该系统目前已被注塑机用于检查导管中心是否有空洞和缺陷，以及检查低 X 射线不透明的 PEEK（聚醚醚酮的商品名，一种经常用于模制骨科植入物的聚合物，但其低放射不透明度使得使用标准 X 射线方法难以检测空洞）。该系统可移动，可以移动到生产设施的不同区域。这些功能有助于监控支架生产和开发的质量。由于 MXRA 荧光透视相机需要相对较低的辐射照射水平，从而消除了辐射散射，因此 X 射线室的通道允许对支架从其导管中释放过程进行荧光透视视频记录。使用放大荧光透视旋转支架可以发现使用静态成像无法检测到的断线。为了评估特定的支架设计，该器械通常放置在弯曲的柔性夹具中，并由为此目的而设计的机器进行高频弯曲。之后，为了确定特定的支架设计是否导致疲劳断裂，将包含支架的夹具放置在 X 射线室内并缓慢旋转。可以仔细研究生成的视频，以寻找任何断线的证据。
参考文献
[edit | edit source]- ↑ Rosenow UF, 1995. 关于伦琴射线遗产的笔记. Med Phys, 22(11 Pt 2):1855-67.