数字放射成像的基本物理学/来源
X 射线管几乎是诊断放射学中使用的辐射束的唯一来源。本章将介绍该设备的基本特征及其应用。还将介绍为管子提供动力的发电机和可以控制辐射束的辅助设备。
X 射线可以通过电子同步加速器和线性加速器等仪器产生，但在诊断放射学中几乎总是由一种称为 X 射线管 (XRT) 的小型电子加速器产生。我们已经在 上一章 中描述了其工作原理的基础知识，并将在此处详细介绍。
XRT 在其最简单的形式中由一个阳极和一个阴极组成，它们安装在真空玻璃管内 - 见图 2.1。阴极通常由一个称为灯丝的小线圈组成，该线圈安装在聚焦杯中。阳极靶通常由钨制成，它与灯丝之间隔着一小段距离，尽管在 乳腺X 线摄影 中使用钼和铑靶。通过施加电流使灯丝变得白热，电子从灯丝中沸腾出来 - 这一过程被称为 热电子发射。然后施加高达 100 kV 或更高的电压，电子被吸引穿过间隙，以高能量与阳极发生碰撞，产生 X 射线。这里涉及轫致辐射和特征辐射过程，如 前面所述。聚焦杯可用于将电子形成窄束，因此仅撞击阳极靶上的一个小点。X 射线从这个焦点向各个方向发射，但束限制装置（例如准直器；图中未显示）用于仅允许主束离开源并照射患者。
沉积在阳极中的大部分电子能量被转换为热能，只有不到 1% 的能量实际上产生了 X 射线。因此，焦点会变得非常热，钨的第二个重要特性在这里就发挥作用。它具有高熔点（超过 3,000oC），因此在正常工作条件下不会熔化。
需要注意的另一点是，玻璃管中是真空，因此电子在穿过阴极和阳极之间的过程中不会被空气分子吸收和偏转。其次，灯丝电源电流很大（例如 5 A），但电子束中产生的电流（即所谓的X 射线管电流）要低得多（例如，透视检查中的 1 mA 到血管造影中的 1,000 mA 以上），这取决于热电子发射的效率。该电流是用来控制 X 射线曝光的因素之一，其值通常显示在电流表上（在图 2.1 中标记为mA）。第三，请记住，“电子流”是电流方向的反向（迈克尔·法拉第弄错了！），如图所示。
现代诊断 XRT 比图 2.1 中所示的简单结构更复杂，主要是因为需要细小的焦点来产生图像中的良好空间分辨率（如 下一章 中所述），并且有效地从阳极靶散发热量是一个主要问题。为了满足这些相互矛盾的要求，XRT 设计中已加入了两个设计特征。
第一个基于线焦点原理，如图 2.2 所示。这里我们看到阳极表面的爆炸视图，电子束高度为ab。从下面看，ab的大小似乎缩短为cd，这取决于阳极角度 θ 的正弦。相同的考虑可以应用于电子束的宽度，因此它产生的热量可以分散到阳极的更广泛区域，并且仍然可以获得精细的 X 射线焦点。因此，通过倾斜阳极来减小电子束焦点的尺寸，从而获得看似更小的 X 射线源。这被称为焦点的有效尺寸。
现代 XRT 中的阳极角度通常为 6-15o，例如，小型角度管用于血管造影，需要细致的图像成像。
第二个设计特征是使用电动机旋转的阳极。这将在曝光期间旋转一个钨盘，使电子束撞击其表面的环形区域，而不是集中在小区域内，就像我们现在为止一直在考虑的固定阳极设计那样。这种情况在图 2.3 右侧的图示中，其中显示了阳极盘的正面和侧面视图。其直径 R 可以达到 120 毫米，在曝光过程中通常以约 3,000 rpm 的速度旋转。因此，可以获得小的有效焦点，从而使产生的热量分布在阳极材料的广泛区域。从实际角度来看，旋转阳极 XRT 的主要优点是可以通过细小的焦点产生短而强烈的曝光，而不会因为阳极过热而损坏管子。
现在我们可以考虑旋转阳极 XRT 的设计 - 见图 2.4 和 2.5。阳极通常由钨-铼合金制成 - 已经发现添加少量 铼（例如 10%）可以减少 XRT 重复使用期间阳极表面的粗糙程度。许多这些管子可以包含第二个灯丝（未显示），因此一个 XRT 可以获得细小的（例如 0.6 毫米）和宽的（例如 1.2 毫米）焦点。最后要指出的是，使用一个薄的出口窗来减少 X 射线吸收并优化用于照射患者的 X 射线束的强度。
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因此，在诊断放射学中进行 X 射线检查的过程通常包括启动电机，直到达到最佳阳极旋转速度，然后施加高压以产生 X 射线束。为此通常使用简单的两级开关。
在结束之前，需要注意到两点。首先，阳极的角度限制了可以覆盖的区域大小。角度越小，覆盖范围越小，因此需要增加源到图像距离（**SID**）以进行补偿。第二点是阳极的倾斜会导致阳极材料本身的 X 射线吸收发生差异，因此（参考图 2.6）直接向下射出的 X 射线，IA，将具有比那些通过较短路径射出的 X 射线，IB，更低的强度。这导致光束中 X 射线强度存在梯度，阳极侧强度较低 - 称为**Heel 效应**。与之相比，沿垂直于阳极 -阴极轴方向的强度变化微乎其微。当使用小角度阳极时，这会带来挑战，可以通过使用较大的 SID 来补偿。
XRT 容纳在一个铅容器中（见图 2.7），以吸收阳极在除患者光束以外的其他方向上发射的 X 射线。其中一些实际上可能会激发焦斑以外的管组件的二次 X 射线发射（称为**焦外辐射**），铅屏蔽也旨在吸收这些辐射。尽管如此，辐射仍然可能从管壳中发出，这会导致患者和工作人员受到不必要的照射。这种泄漏辐射应控制在可接受的水平。壳体也充满油，提供电气绝缘并有助于从管中散热。因此，它通常包含一个波纹管或类似的组件，可以为油的后续膨胀提供空间。此外，壳体通常包含一个外部标记，指示焦斑的位置。
指定 XRT 应用范围的参数包括
- 在给定的 kV 和 mA 下，单次曝光的**最大曝光时间**。
- **热容量**，即阳极中可以储存的最大热能。
- **加热曲线**，指定阳极在一定范围的 kV 和 mA 设置下可以加热的时间长度，直到达到最大热储存容量。
- **冷却曲线**，指定 XRT 使用后冷却所需的时间。
最大曝光时间取决于阳极旋转速度、焦斑大小和高压发生器产生的电压波形类型等因素。此类信息通常以**管负载曲线**的形式提供，适用于每种特定的 XRT。曲线通常是给定 mA 下特定 kV 的最大曝光时间的曲线图。图 2.7.5 给出了一个示例，从中可以看出，在 125 kV 时，可以使用 0.1 秒的最大电流约为 330 mA，而在 80 kV 时，最大电流为 500 mA。
沉积在阳极中的能量 E 通常表示为
当曝光时间以秒为单位时，沉积的能量以焦耳表示。阳极热容量通常从乳腺 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。最后，XRT 的**功率额定值**定义为可以施加到管的 0.1 秒的最大功率（千瓦），即 kV 和 mA 的乘积除以 1,000。典型值通常在 40 到 80 kW 之间。
Behling (2016)[1] 综述了 X 射线管设计中的最新进展。
X 射线能量谱
[edit | edit source]XRT 产生的 X 射线能量谱的形式如图 2.8 所示。可以看出，它与在阳极本身产生的光谱（即我们在上一章中看到的反线性依赖关系）不同，因为它受到玻璃壁、油、壳体出口端口（例如酚醛树脂）以及在 XRT 输出端添加的任何滤波器的吸收特性的影响。这种能量过滤导致优先去除低能量 X 射线光子，这些光子通常不会穿过患者形成图像，因此会造成不必要的辐射剂量 - 我们将在本章后面更详细地讨论这一点。
从图中可以看出，100 kV 光束的光谱由一个宽的轫致辐射谱组成，并叠加了 K 特征线，如前文所述，但这次低能量 X 射线被滤波器去除。光束被认为被滤波器硬化，即平均光束能量增加。相比之下，60 kV 光谱的强度低得多，并且能量不足以在钨原子中产生任何 K 特征辐射。
在阳极处产生的 X 射线光子数量取决于 X 射线管电流，即 mA。mA 对能量谱的影响是增加所有 X 射线能量的强度，而不会改变光谱的其他方面。图 2.9 说明了 60 kV 光束的情况。请注意，记录放射照片时产生的 X 射线强度由管电流（mA）和曝光时间（s）的乘积，即**mAs**表示。
在阳极处产生的 X 射线光子数量也强烈依赖于施加的电压（即 kV），大约呈平方关系。因此，XRT 的 X 射线产生效率在较高千伏时明显更高。图 2.9.5 说明了这一点，其中 60 kV 时产生的光子数量约为 40 kV 时产生的光子数量的 2.5 倍，而 100 kV 时产生的光子数量几乎是 7 倍 - 140 kV 时产生的光子数量几乎是 12 倍。重要的是要认识到 mA 和 kV 都影响光束中的 X 射线光子数量。
请注意，由于 XRT 产生一个宽的 X 射线能量谱，发射的 X 射线被称为**多色**或多能，与**单色**（或单能）发射形成对比，后者是指具有单一能量的 X 射线。
还要注意，由于大多数辐射探测器对直接测量 X 射线能量谱太敏感，因此可以使用基于计算机的模拟器（例如 SpekCalc[2]）作为可接受的替代方案。
高压发生器
[edit | edit source]这是一种电气设备，用于产生为 XRT 供电所需的高压（HV）。市电通常以单相或三相交流电（AC）的形式供给医院/诊所。单相高压发生器可以接收交流电源提供的电力，将其整流，并在施加到 XRT 之前将其转换为数万伏。整流过程用于半波或全波形式，以去除任何负向电压，否则这些电压会激发阳极充当电子源（见图 2.10）。
从图中可以看出，半波整流导致在每个市电周期向 XRT 施加一个电压脉冲，其持续时间相当于半个市电周期（例如，欧洲和澳大利亚为 10 毫秒）。还可以看到电压脉冲从零开始上升，达到最大值，然后再次下降到零。显然，产生的 X 射线的最大能量将遵循类似的模式。因此，这种最大电压称为峰值千伏（**kVp**）。
从图 2.10 中还可以看出，全波整流将在每个市电周期提供两个电压脉冲，但波动仍然存在。然而，请注意，曝光长度（即**曝光时间**）可以理想地减半，以实现与半波整流系统等效的 X 射线曝光。
重要的是要认识到，高压电缆中的电容效应可以对这些电压波动起到平滑作用，因此情况并不像这里描述的那样简单。
可以使用更复杂的发生器将这些大的电压波动减少到纹波。例如，由三相电力驱动的发生器可以产生每市电周期 6 个和 12 个脉冲，电压纹波分别为 13.5% 和 3.5%。纹波可以在高度专业化的恒压发生器中进一步降低，理想情况下降低到 0%。
近年来，逆变高压发生器得到了发展。这些发生器包含将输入交流电转换为直流电的电路，然后将其斩波成中频（例如 2 kHz）或高频（例如 200 kHz），然后将其转换为千伏。这种发生器可以产生约 5% 的电压纹波。
由于这些现代发生器产生的高压几乎恒定，因此与单相发生器不同，在曝光过程中 X 射线谱保持恒定。因此，术语**kVp**已被术语**kV**取代。
移动式X射线机可以由逆变器电路供电，或者更传统地，由电容放电发电机供电。这些较旧的系统通过将电容器充电至所需的kV值，然后通过X射线管放电来工作。因此，在这些曝光过程中，X射线管上施加了一个呈指数（理想情况下）递减的电压。
发电机控制台通常提供用于不同身体部位放射摄影的协议 - 见图 2.11。曝光控制通常位于此处，并通常显示曝光的千伏 (kV)、管电流-曝光时间乘积 (mAs) 和曝光时间 (ms)。
过滤是指优先从多色辐射束中去除低能X射线光子的过程。其一般目的是辐射防护，因为这些低能光子很可能在患者体内完全被吸收，而不会有助于图像形成。实际上，所有能量的X射线都会被过滤过程衰减，其中低能量的X射线被抑制的程度更大。因此，该过程会使辐射束硬化，即X射线光谱的形状发生变化，使其平均能量增加 - 见图 2.12。
传统上，薄铝板和铜板被用于这种过滤。稀土过滤器也已被使用。在镧的情况下，其K边位于 39 keV，在这个能量处衰减明显增加，并且产生的光谱形状如图所示。
这些金属过滤器通常被称为附加过滤。它们与本章前面描述的X射线管和外壳的固有过滤形成对比，固有过滤是由管壁玻璃、油和电木出口端口提供的。这些组件可以产生大约 0.8 毫米铝的等效过滤。
因此，X射线束的总过滤是固有过滤和附加过滤的总和。附加过滤器的应用需要增加曝光参数以补偿其对X射线的吸收。通常，对于大于 70 kVp 的曝光，使用至少 2.5 毫米铝的总过滤等效值，而对于低能量曝光，则使用更薄的厚度。
光束准直器 (LBD) 通常连接在X射线管的输出端口，以允许使用准直器调整射束尺寸。通常，它们由两组可以调节的水平铅板组成，以便可以形成矩形辐射束 - 见图 2.13。
该装置通常还包含一个离轴光球，它在X射线束轴线上安装了一个小镜子，用于反射光线，使其模拟X射线束的尺寸。光束用于在X射线曝光前设置患者的照射区域，并且通常叠加有十字准星。
照片中可以注意到LBD中的一个狭缝。这用于放置附加过滤，如前所述。
位置控制通常位于LBD上，允许X射线管垂直和水平移动，以及为斜向曝光进行角度调整。用于调整准直器的控制通常也位于LBD上 - 见图 2.14。
LBD也是安装剂量面积乘积 (DAP) 计的理想位置，用于监测患者的辐射曝光。
自动曝光控制 (AEC)，也称为光控定时，在诊断放射学中被广泛用于在达到参考水平时终止X射线曝光。该参考通常由图像接收器产生足够射线照片所需的曝光预先定义。辐射探测器放置在图像接收器上，以测量曝光并向高压发生器反馈信号，当需要终止时。
探测器可以基于电离室，由于其对X射线的透明度高，因此可以安装在图像接收器的正面。它们也可以基于固态探测器，但在这种情况下，由于它们对X射线的透明度低，因此安装在背面。此外，可以使用多个探测器来检测照射场的不同区域。例如，在胸部放射摄影中，通常使用三个AEC探测器 - 一个用于纵隔区域（由图 2.15 中阴影矩形区域表示），一个用于每个肺部的区域（由阴影圆圈表示）。基于此，可以使用两个肺部探测器确定的平均曝光来确定PA胸部放射摄影的曝光终止，并使用纵隔探测器来成像胸椎。其他探测器配置也是可能的，具体取决于临床应用。
使用AEC拍摄射线照片的过程包括以下步骤
- 在控制台上选择合适的kV值；
- 启动X射线管电机；
- 进行曝光，直到自动终止曝光。
请注意，在某些系统上，过早释放曝光开关会导致曝光过早终止，尽管考虑到大多数临床曝光中使用的曝光时间非常短，这种情况很少发生。
在曝光后，控制台会显示用于获得AEC参考水平的mAs值 - 见上面的图 2.11。当AEC与高频高压发生器一起使用时，电路如图 2.16 所示。在这里，输入的市电电压被整流并平滑化为直流电压，然后被转换为高频交流电压 - 然后通过变压器转换为高电压 (HV)，整流并平滑回直流电压，以应用于X射线管。对于AEC操作，由辐射曝光产生的探测器电压被积分以提供实际曝光量的度量，Dactual，然后将其与之前存储的参考曝光量，Dref 进行比较，以启用曝光终止。
最后，这种类型的发生器设计可以扩展到一种能够生成具有更短曝光时间的射线照片的发生器。这可以在固定千伏和电流 (mA) 下实现，在曝光期间，电流 (mA) 从比正常使用更高的值下降，这种方式利用了X射线管阳极的瞬时加热特性。这些加热特性可以预先编程到曝光控制系统中。这种类型的设计被称为下降负载发生器，可以用于将曝光时间缩短到远低于使用更传统的設計所能达到的水平。
- ↑ Behling, 2016. 诊断X射线源的性能和缺陷：概述. 医学物理国际，4:107-14.
- ↑ Poludniowski G, Landry G, DeBlois F, Evans PM & Verhaegen F, 2009. SpekCalc：一个用于计算钨阳极X射线管的光子谱的程序. Phys Med Biol, 54:N433-8.