第四章 数字X线成像(医学影像成像原理)

1、医学影像成像理论第四章数字X线成像主要内容第一节 数字图像基础知识第二节 计算机X线摄影第三节 数字X线摄影第四节 数字减影血管造影第一节 数字图像基础知识数字X 线成像技术是传统的X 线技术与计算机技术结合的产物。图4-1 数字X 线成像系统框图一、数字图像概念数字图像：如果将一幅图像空间位置分成有限个像素的小区域，每个像素中的灰度平均值用一个整数来表示，这种图像信息便是数字信号，图像信息为数字信号的图像就是数字图像。与数字图像有关的基本概念：1.体素（体素（voxel）：）：代表一定厚度的三维空间的人体体积单元。是一个三维的概念。2.像素（像素（pixel）：）：组成数字图像的基本单元。是

2、一个二维概念，是体素在成像平面的表现。3.像素值像素值 ：是像素的灰度值或强度值，一个像素只具有一个灰度值。4.矩阵矩阵（matrix） ： 5.采集矩阵采集矩阵（acquision matrix）：每幅画面观察视野所含像素的数目；6.显示矩阵显示矩阵（display matrix）：监示器上显示的图像像素数目。7.视野视野（field of view，FOV）：）： 拟进行检查容积的选定区域。8.位深位深(bit depth) ： 又称位分辨力( bit resolution)，代表一幅图像中包含的二进制位的数量。8位深 (28)表示有256种灰度或彩色组合。 9.模模/数数( analog

3、i data， A/D ) ：指把模拟信号转换为数字形式，即把连续的模拟信号分解为离散的信息，并分别赋予相应的数字量级，完成这种转换的元件称模/数转换器(ADC)。10.灰阶灰阶(gray scale)：在影像或显示器上所呈现的黑白图像上的各点表现出不同深度灰色，把白色与黑色之间分成若干级，称为灰度等级，表现的灰度(或亮度)信号的等级差别称为灰阶。为适应人视觉的最大等级范围，灰阶一般只有16个刻度，但每一刻度内又有4级连续变化的灰度，共有64个连续的不同灰度的过渡等级。11.原始数据原始数据(raw data) (raw data) ：由探测器直接接收到的信号，经放大后再通过A/D转换所得到的

4、数据。12.显示数据显示数据(display data) (display data) ：组成某层面图像的数据，亦即该层面各体素灰度值的矩阵中的数据。 13.动态范围动态范围(dynamic range)：对光电转换器而言，亮度响应并非从零水平开始，也不会持续无限大的亮度，响应的有用最大与最小亮度值之比即为动态范围。14.窗口技术窗口技术(window technology)：是调节数字图像灰阶亮度的一种重要方法。即选择适当的窗宽和窗位来观察图像，使病变部位清晰地显示出来。15.窗宽窗宽(window width(window width， WWWW) )：表示数字图像所显示灰阶范围，即放大的

5、灰度范围上下限之差。 16.窗窗位位( window level， WL)：又称窗水平。是图像显示中放大的灰度范围的平均值，即放大灰度范 围的灰度中心值。17.空间分辨力空间分辨力(spatial resolution)：又称高对比分辨力，是指图像能分辨相邻两点的能力，常用能分辨两点的最小距离来表示。通常用LP/mm表示。18.密度分辨力密度分辨力(density resolution)：又称低对比分辨力，是指在低对比情况下分辨物体密度微小差 别的能力。通常用百分数表示。19.时间时间分辨力分辨力( temporal resolution( temporal resolution) )：成像系

6、统单位时间可采集的图像数。20.噪声噪声(noise)(noise)：为图像中可见的斑点、细粒、网纹或雪花状的异常结构，是影响影像质量的重要因素，它掩盖或降低了某些影像细节的可见度，使获得的影像不清晰。在X线数字成像中，影像上观察到的亮度水平随机出现的波动称为噪声。从本质上分析，噪声主要是统计学而不是检测性的。 21.信噪比信噪比(signal noise ratio， SNR)：在实际的信息中一般都包含有信号和噪声。用来表征信号强 度同噪声强度之比的参数称为信号噪声比。SNR值愈大，噪声对信号的影响愈小，信息传递质量就愈高。22.调制传递函数调制传递函数(modulation transfe

7、r function， MTF)：是以空间频率为变量的函数。各个值都有自己的调制传递值和相位传递值。用于评价成像系统对物体成像的再现能力。23.噪声功率谱噪声功率谱(noise power spectrum， NPS )：又称威纳频谱，表示图像中单位长度上噪声能量随空间频率变化的分布情况，其值是噪声自相关函数的傅立叶变换。能量是指影像的微小密度差。24.量子检出效率量子检出效率(detective quantum efficiency(detective quantum efficiency， DQEDQE) )：成像系统的有效量子的利用率。 图像矩阵大小与图像关系：矩阵大小根据应用和成像系统

8、的容量决定。一幅图像中包含的像素数目等于图像矩阵行与列数目的乘积。 图像的像素数少，像素尺寸大，图像的空间分辨力低；像素数量多，图像的空间分辨力高（L P/mm）。图像的像素数是由像素大小和整个图像的尺寸决定的。像素数与像素大小的乘积决定视野（field of view， FOV）。图像矩阵大小固定， FOV增加图像空间分辨力降低。二、数字图像与图像矩阵、灰度级数的关系二、数字图像与图像矩阵、灰度级数的关系1与图像矩阵与图像矩阵的的关系关系 ：图像矩阵中的行与列的数目一般都是2的倍数。一幅图像中包含的像素数目等于图像矩阵行数与列数的乘积。2与灰度级数的与灰度级数的关系关系： A/D 转换器将连

9、续变化的灰度值转化为一系列离散的整数灰度值，量化后的整数灰度值又称为灰度级（gray level）或灰阶。每个像素的灰度精度范围从l 位（2 个灰度级）到12 位（4096 个灰度级）三、数字图像的形成1图像数据采集： 是通过各种接收器件（如成像板、探测器、CCD 摄像管、检测器、探头等），将曝光或扫描等形式收集到的模拟信号转换成数字信号。数字图像的数据采集大都经过三个步骤：分割、采样、量化（1）分割：是将图像分割成若干个小单元的空间取样处理。三、数字图像的形成（2）采样：对一幅图像采样时该图像中像素的每一个亮点被采样，亮点的光强度通过光电倍增管转换成电信号（模拟信号）。（3）量化：量化过程中

10、，每一个被采样像素的亮度值都取整数（0、正数或负数），所取的数值决定了数字图像的灰度值，并且精确地对应于像素点。整个量化过程，整数表示的电子信号完全取决于原始信号的强度，并且与原始信号的强度成正比。2图像重建：计算机接受数据采集系统的数字信号后，立即进行数据处理：根据需要采取放大、滤波或降噪等处理方法，并将像素的位置信息与强度信息结合，重建出一幅图像。3图像显示：计算机将信号处理后重建的图像输出至监视器屏幕上显示。同时，将所接受到的图像数据进行存储，以备随时调用、显示或重建。四、数字图像的特点从应用角度分析，数字图像与模拟图像相比具有其自身的特点：1密度分辨力密度分辨力高高： 屏-片系统的密度

11、分辨力只能达到26灰阶，数字图像的密度分辨力可达到210l2灰阶。2可进行可进行后后图像处理图像处理 ：只要保留原始数据，就可以根据诊断需要，有针对性的对图像进行处理，以达到改善图像质量，增加诊断信息，提高诊断准确性的目的。3可以高保真地存储、调阅、传输可以高保真地存储、调阅、传输或或拷贝拷贝 ：数字图像可以存储于磁盘、磁带、光盘及各种记忆卡中，并可随时进行调阅、传输。五、数字图像的基本处理常用的医学数字图像处理技术有：图像增强、图像运算、图像变换、图像分割及图像重建等。1图像增强图像增强： 图像增强是增强图像中某些有用信息，削弱或去除无用信息。如：增强图像对比度、提高信噪比、强调组织边缘等。

12、2图像图像运算运算： 图像运算分为代数运算和几何运算。图像代数图像代数运算运算：是指对两幅或两幅以上的图像进行加、减、乘、除运算，处理的基本单位是像素，通过运算改变像素灰度值，但不改变像素之间的相对位置关系。图像几何运算图像几何运算：是指对图像进行缩放、平移、旋转、错切、镜像等改变像素相对位置的处理。3图像变换图像变换 ：图像变换是指将图像转换到频率域或其他非空间域的变换域中进行处理。4图像分割图像分割 ：图像分割是按照某种原则将图像分成若干个有意义的部分，使得每一部分都符合某种一致性要求。5三维三维重建重建： 三维图像重建是指利用获得的连续二维断层图像信息，按照体绘制、面绘制等运算方法，重建

13、出反映组织三维信息的三维影像。面绘制适于重建单个脏器组织，重在显示组织外观形态和空间结构，但不描述组织内部信息，信息利用率较小。临床常用的面绘制有表面阴影表面阴影显示（显示（SSD）。体绘制适于多个脏器组织的重建，尤其对于相互包含的多重组织显示效果较好，其算法充分利用图像数据，反映的诊断信息更多。临床常用的体绘制有最大密度投影（最大密度投影（MIP）、容积再现（容积再现（VR）等。第二节 计算机X 线摄影计算机X 线摄影（CR）是使用可记录并由激光读出X 线影像信息的成像板（IP）作为载体，经X 线曝光及信息读出处理，形成数字式平片影像。CR 系统中入射到IP的X线量子被IP的成像层内的荧光颗

14、粒吸收，释放出电子，其中一部分电子散布在成像层内呈半稳定状态，形成潜影（信息记录）；当用激光照射已形成的潜影时，半稳定状态的电子转变为光量子，发生光激励发光（PSL）现象，光量子随即由光电倍增管检测到，并被转化为电信号，再经A/D 转换器转换为数字信号（信息读出）；然后数字信号被传送到存储与显示元件中作进一步处理与显示（信息的处理与记录）。一、CR 系统特点CR 系统的优点：1IP 可重复使用 2具有多种处理技术 3灵敏度高，具有较高的空间分辨力4具有高的线性度 5动态范围大 6宽容度大 7高度的识别性 8可数字化存储CR 系统的缺点：1时间分辨力较差 不能满足动态器官结构的显示；2空间分辨力

15、不如常规的X 线照片。二、成像板1.成像成像板板（ Imaging plate ，IP）结构结构： IP 由保护层、PSL 物质层、基板等组成。（1）表面保护层：）表面保护层：防止PSL物质层在使用过程中受到损伤。用聚酯树脂类纤维制造。 （2）PSL物质层：物质层：将PSL物质混于多聚体溶液中，涂在基板上干燥而成。具有适度的柔软性和机械强度，不因湿度、温度和放射线、激光等影响发生物理性质变化。 PSL物质结晶体颗粒的平均直径在47m，晶体颗粒直径增大，发光量增强，影像清晰度降低。（3）基板：）基板：保护PSL物质层免受外力损伤。材料是聚酯树脂纤维胶膜，厚度在200350m。为避免激光在PSL物

16、质层和基板之间发生界面反射，提高影像清晰度，基板制成黑色。为防止光透过基板而影响到下一张IP，在基板上加一个吸光层。 （4）背面保护层：）背面保护层：为防止使用过程中IP之间的摩擦损伤，避免输运过程中产生静电干扰的导电层。材料同表面保护层。2成像板的原理成像板的原理 X线PSL物质（BaFXEu 2+晶体），发出荧光，荧光强度与入射X线量相关，形成潜影激光扫描电信号（模拟信号） A/D转换（数字信号） 。(1)发射与激发光谱发射与激发光谱:当X线初次照射掺杂Eu2+的BaFXEu2+晶体时，其吸收光谱在37keV处有一锐利、锯齿形的不连续吸收，这是晶体中钡原子的K缘所致。被X线激活的BaFXE

17、u2+晶体在受到二次激发光照射时，作为发光中心的Eu2+可发出波长峰值约为390400nm的紫色荧光，荧光的强度主要取决于作为一次激发光的X线的照射量。IP第2次读出光线以600nm左右波长的红光最佳，它可最有效地激发PSL，称为激发光谱。发射光谱与激发光谱波长的峰值间需有一定的差别，以保证二者在光学上的不一致，从而达到影像最佳的SNR。3IP特性特性 IP 的固有特征是X 线辐射剂量与激光束激发的PSL 强度之间的在1:104范围内是线性的，该线性关系使CR 系统具有高的敏感性和宽的动态范围。4IP使用注意事项使用注意事项（1）IP使用前应用强光照射，消除存在的潜影；（2）储存在PSL物质中

18、的影像信息随储存时间的延长而衰减，所以曝光后IP必须在8h内扫描读出；（3）IP不仅对X线敏感，对紫外线、射线、射线、射线以及电子等电磁波也敏感，摄影前、后的IP都要屏蔽。避光不良或漏光的IP上的图像会因储存的影像信息量减少而变得发白。（4）注意避免IP出现擦伤。三、CR 成像基本原理CR 系统成像可用四象限理论来描述其成像基本原理。1影像信息采集（第一象限影像信息采集（第一象限）CR 系统的影像是通过一种涂在IP 上的特殊物质-光激励发光物质来完成影像信息的采集，光激励发光（PSL）的强度与二次激发光（激光）的波长有关。影像信息采集影像信息采集影像信息读取影像信息读取影像信息处理影像信息处理

19、影像再现影像再现 2影像信息读取（第二影像信息读取（第二象限象限） 贮存在PSL 物质中的影像信息是以模拟信号的形式记录下来的，要将其读出并转换成数字信号，需使用激光扫描读出装置（称光激励发光扫描仪或PSL 扫描仪）。图4-11 CR系统影像读取原理示意图影像信息读取影像信息读取3影像信息处理（第三影像信息处理（第三象限象限） 由第二象限输入的信息经影像处理装置（IPC）处理，显示出适用于诊断的影像，显示的特征是可以独立控制的，可根据诊断要求施行各种处理。如动态范动态范围压缩处理、谐调处理、空间频率处理、围压缩处理、谐调处理、空间频率处理、减影处理减影处理等，能在较大的范围内改变影像特性。影像

20、信息处理影像信息处理4影像再现（第四影像再现（第四象限象限） 馈入影像记录装置（IRC）的影像信号重新被转换为光学信号以获得X 线照片。第四象限决定了CR 系统中输出的X 线照片的特性曲线。储存在PSL物质中的X线影像是一种潜影，由激光扫描仪读取并输入计算机进行数据处理后，还需要变换成人眼能看见的影像。常用的方法有:荧光屏显示、荧光屏显示、用多幅照相机将荧光屏显示的影像拍摄用多幅照相机将荧光屏显示的影像拍摄到胶片上、用激光照相机直接将影像信到胶片上、用激光照相机直接将影像信号记录下来。号记录下来。影像再现影像再现 四象限理论中，第一象限涉及IP 的固有特性，在系统运行中是不能调节的，第二至四象

21、限则在系统运行中可充分调节，实施影像处理功能。影像信息采集影像信息采集影像信息读取影像信息读取影像信息处理影像信息处理影像再现影像再现 四、CR 系统的图像处理CR 系统中实施图像处理功能分为三个主要环节：第一个环节是与系统的检测功能有关的处理，即第二象限功能。该处理环节称为曝光数据识别（EDR）。第二个环节是与显示的影像特征有关的处理，即第三象限功能。这一环节的功能在于通过各种特定处理（如谐调处理、频率处理、减影处理等）为诊断医生提供满足不同诊断要求的、具有较高诊断价值的影像。第三个环节是与影像信息的存储与传输功能有关的处理，即第四象限功能。这个功能是获得质量优良的照片记录，并在不衰减影像质

22、量的前提下实施影像数据的压缩，以达到高效率的存储与传输。4-12（一）与检测功能有关的处理直方图分析五种类型：用于骨骼皮肤的显示；用于骨骼软组织的显示；用于胃肠道钡剂造影检查的显示；着重突出软组织信息的软组织显示；着重突出骨骼信息的骨骼显示。（二）与显示功能有关的处理显示功能的处理包括：动态范围（dynamic range）压缩处理、谐调（层次）处理（gradation processing）、空间频率处理（ spatialfrequency processing）和能量减影处理（ energy subtraction processing）。CR 图像处理操作界面如右图所示。1动态范围压缩处

23、理指将原始影像信号的信息范围按照诊断的需要、用适当的进行适当的处理函数进行压缩处理，使不需要的信号被压缩掉，需要的信号清楚地显示出来。动态范围压缩处理在谐调处理与空间频率处理之前施行。4减影处理 是通过采用一定的技术来消除无关结构的背景影像，使需要观察的结构能更清楚地显示。CR 系统也可完成血管造影与非造影影像的减影功能。CR 系统中减影方式有：时间减影和能量减影。CR 系统与DSA 设备相比有下述优点：IP 覆盖范围大，可克服DSA 设备中影像增强管（I.I）视野较小的限制；IP 的空间分辨力比I.I-TV 系统高；IP 的动态范围宽，利于曝光区域内的结构具有明显密度差别时信息的采集；曝光剂

24、量低。五、影响CR 影像质量的因素CR 系统成像过程中，对影像质量的影响主要在于信息的采集、信息的读出、信息的处理与记录四个环节中，尤其以IP 的特征和阅读器的性能为重要。1决定系统响应性的因素（1）进入IP 的散射线（2）激光束在IP 荧光层上的散射（3）电子系统的响应特征2噪声 CR 系统中存在着两种噪声，即量子噪声（X 线量依赖性噪声）和固有噪声（非X 线量依赖性噪声），量子噪声又分为X 线量子噪声和光量子噪声。CR系统的优点及其应用价值1. 可降低X线剂量胸部投照：常规X线摄影的1/201/7；胃肠道造影：为常规X线摄影的1/20；泌尿与盆腔：为1/81/22.可与原有的X线摄影设备匹

25、配工作充分利用医院原有X光机,避免资源浪费。3.具有多种图像后处理功能 如测量（大小、面积、密度）、局部放大、对比度转换、对比度反转、影像边缘增强技术、多幅显示及减影等。提高影像质量，避免重照4.可数字化存储 实现医院医学影像的数字化基础便于并入网络系统，进行图像存储与传输；省去胶片费用及存储胶片空间。CR系统当前的不足及缺点系统当前的不足及缺点1、 时间分辨力较差，不能满足动态器官和结构的显示2、 空间分辨力还稍显不足 类似于胶片扫描仪 只能单次摄片，缺乏高级应用软件 流程长，速度慢 劳动强度高 辐射剂量大 IP板为消耗品 科技含量低，成本较低无论是成像方式上，还是工作流程上，CR与常规X-

26、ray系统相比均没有根本性的改变。CR仅仅是常规X-ray的数字化，而不是数字化的X-ray 。第三节 数字X 线摄影20世纪90年代初，X线物理研究人员认识到平板探测器 ( flat panel detector ，FPD)将是X线成像的一个重要技术性突破，不久便开始对其进行开发研究。将薄膜晶体管(thin film transistor，TFT)阵列技术应用于二维平面X线探测元阵列，加速了实用装置的开发研究。随后，用于乳腺和胸部X线摄影的样机开始投放市场。1995年北美放射年会上报道了基于Se的直接转换型FPDo 1997年出现了直接转换和间接转换型FPD开发的报道。近年用于数字透视和摄影

27、的30帧/秒的大面积FPD已逐步应用于临床，可提高空间分辨力和高对比度的数字动态影像和静态影像。第三节 数字X 线摄影数字X线摄影是指计算机控制下，采用一维或二维的X线探测器直接把X线影像信息转化为数字信号习技术。DR与CR相比，具有五个优点：曝光剂量降低，被检者受照射剂量更小；时间分辨力明显提高，在曝光后几秒内即可显示图像；具有更高的动态范围，DQE和MTF性能好；能覆盖更大的对比度范围，使图像层次更丰富；操作快捷方便，省时省力，提高工作效率。DR主要的成像方法有：直接型FPD（ DDR ）、间接型FPD（ IDR ）、MWPC（multi-wire proportional chamber

28、 ，多丝正比电离室型）和CCD技术等。DR技术发展的焦点是FPD 的动态显示能力，希望新FPD能用于从普通X线摄影到胃肠道、心血管对比研究的各种检查，可向临床提供更多有诊断价值的信息。第三节 数字X 线摄影一、直接转换型平板探测器（ Flat panel detector ,FPD）直接型FPD也叫电子暗盒(electronic cassette)，主要由导电层、电介层、Se层、顶层电极、集电矩阵层、玻璃衬底、保护层，以及高压电源和输入输出电路组成，其中Se层和集电矩阵层最为重要。(一)基本结构1. X线转换单元：应用a-Se为光电材料将X线转换成电子信号。当X线照射a-Se层时，由于光电导性

29、产生一定比例的正负电荷。通过使用几千伏的电压，使产生的电荷以光电流的形式沿电场移动，并且由于探测元阵列的存在而使电荷无丢失或散落的聚集起来。2.探测元阵列单元用TFT技术在一玻璃基层上组装几百万个探测元的阵列，每个探测元包括一个电容和一个TFT，且对应图像的一个像素。诸多像素被安排成二维矩阵，按行设门控线，按列设图像电荷输出线。3.高速信号处理单元产生地址信号并随后激活探测元阵列单元中探测元的TFT。作为对这些地址信号的响应而读出的电子信号被放大后送到ADC。4.数字影像传输单元对数字信号的固有特性进行补偿，并将数字信号传送到主计算机。在X线透视中，动态影像的采集达到30幅/秒，相应的数据传输

30、速度应超过109位。（二）工作原理：集电矩阵由按阵元方式排列的TFT组成，a-Se涂覆在集电矩阵上。当X线照射a-Se层时，由于光电导性产生一定比例的电子-空穴对，在顶层电极和集电矩阵间外加高压电场的作用下，电子和空穴以电流形式沿电场移动，导致TFT的极间电容将电荷元丢失或散落地聚集起来，电荷量与人射光子成正比。这样，每个TFT成为一个采集图像的最小单元(像素)。每个像素区域内形成一个场效应管，起开关作用。 读出时，某一行被给予电压，这一行的开关就被打开，电荷从被选中行的所有电容中按顺序逐一送到外电路。在大型电路中，这样将产生几个信号必须同时被读出，TFT被来自高速处理单元的地址信号激活时，聚

31、集的电荷就会被以电信号的形式读取到高速信号处理单元中，经读出放大器放大后被同步地转换成数字信号。补充1：探测器DQE DQE（检测量子效率）是指成像系统中输出信号(信噪比平方)与输入信号(信噪比平方)之比。可以解释为成像系统中有效量子的利用率。DQE值越高(最高值为1，即100利用)，有效量子利用率高，输出信息也就越高，实际是不可能。补充2：焦点的调制传递函数MTF焦点的调制传递函数(modulation transfer functiom,MTF)：是指X管焦点面上光源使肢体成像时，肢体组织影像再现率的函数关系。在同一个空间频率值时，MTF值越大的焦点，成像性能好；MTF值越小的焦点，成像性

32、能差。MTF的阈值：0MTF1。MTF=1，表示成像系统的输入与对比度相等。MTF=0，表示成像系统的输出对比度为0，即影像消失。这意味着成象系统不能把输入影象信息全部再现出来。换言之, 凡是经过成象系统所获得的影象, 都程度不同地损失了输入影象的信息。MTF 输出影像对比度输入影像对比度补充2：焦点的调制传递函数MTF按国际上的统一规定:若仅研究以空间频率(LP/mm)为变量的光学传递函数的绝对值部分内容的，称作调制传递函数MTF (Modulation Transfer Funetion)；若仅研究以空间频率(LP/mm)为变量的光学传递函数的相位传递值部分内容的，称作相位传递函数PTF

33、(Phase transfer function)；若将PTF与MTF两部分结合起来为研究内容的，就称作光学传递函数OTF (Optical transfer function)。二、间接型转换平板探测器间接型FPD是一种以a-Si光电二极管阵列为核心的X线影像间接转换探测器。在X线照射下，FPD的闪烁体或荧光体层将X线光子转换为可见光，而后由具有光电二极管作用的a-Si阵列转变为电信号，通过外围电路检出及A/D转换，获得数字图像。由于其经历了由于其经历了X线线-可见光可见光-电荷电荷-数字图像的成像过程，通常称作间接转换数字图像的成像过程，通常称作间接转换型型FPD。a-Si FPD具有成像

34、速度快、良好的空间及密度分辨力、高SNR、直接数字输出等优点，从而被广泛的应用于各种数字化X线成像装置。(一一)基本结构基本结构a-Si FPD基本结构由CsI闪烁体层、a-Si光电二极管阵列、行驱动电路以及图像信号读取电路四部分构成。 1.荧光荧光材料层材料层 即CsI闪烁体。闪烁体是一种吸收X线并把能量转换为可见光的化合物。 CsI闪烁体吸收闪烁体吸收X线量子并将其转换成可见光，与线量子并将其转换成可见光，与a-Si光谱灵光谱灵敏度的峰值相匹配敏度的峰值相匹配。好的闪烁体对每个X线光子可以产生许多个可见光光子，每lkeV X线输出20 -50个可见光光子。闪烁体通常是高原子序数的物质，有高

35、的X线接收能力。因为Cs具有高原子序数，是X线接收器的好材料。FPD所采用的碘化铯闪烁体(cesium iodide scintillator)材料由连续排列的针状CsI晶体构成。图4-29图4-30CsI的X线吸收系数是X线能量的函数，随着X线能量的增加， CsI材料的吸收系数逐渐降低；材料厚度增加吸收系数升高。在常规诊断用X线能量范围内，CsI材料具有优于Se材料及其他X线荧光体材料的吸收性能。从理论上讲，增加材料的厚度可提高材料的吸收系数，但增加材料的厚度会导致图像分辨力的降低。 CsI发射光谱与a-Si光电二极管波长峰值为550nm，且具有很好的匹配关系和CsI晶体具有良好的X线-电荷

36、转换特性(3)结构化碘化铯晶体(CsI :Tl)的空间频率响应:线性系统的空间频率响应通常采用系统的MTF表示，在系统应用的空间频率范围内MTF值越高，则空间频率特性越好，对于影像系统来说可以获得更好的图像对比度。出于提高MTF的需要，应尽量采用薄的X线转换层；但降低转换层的厚度又会带来X线吸收效率的降低。这是在转换材料的选择和设计上需要平衡的一对矛盾，因此人们通常选用稀有重元素的化合物作为制备X线闪烁体的材料。另一方面人们还从改变晶体结构着手来改善空间频率响应特性。结构化(似光纤结构) CsI:Tl晶体正是在这一指导思想下提出的一个较好的解决方案。与粉末状闪烁体相比，此种结构对于层厚的依赖大

37、为降低，具有较好的空间频率响应特性。当然，结构化CsI :Tl晶体的光波导特性并不意味着可以无限制地增加闪烁体的厚度，其他的限制性因素也需要加以考虑，如视差效应(X线人射角应小于由像素大小、转换层厚度决定的角度)等。2.探测元探测元阵列层阵列层 每个探测元包括一个a-Si光电二极管和起开关作的TFT。在运行时，TFT关闭，给光电二极管一个外部反向偏置电压，通过闪烁体的可见光产生的电荷聚集在二极管上。读取时，给TFT一电压使其打开，电荷就会由二极管沿数据线流出，以电信号的形式“读”到信号处理单元。a-Si光电二极管阵列：测器阵列由间距143m的a-Si光电二极管排列，1717探测器由3000行3

38、000列共900万个像素构成。 每一像素由a-Si光电二极管、开关二极管、行驱动线和列读出线构成。同一行所有像素的行驱动线相连，同一列所有像素的列读出线相连，构成探测器矩阵的总线系统。 a-Si光电二极管阵列完成可见光图像向电荷图像转换，实现连续图像的点阵化采样。3.探测器外围电路探测器外围电路 由时序控制器、行驱动电路、读出电路、A/D转换电路、通信及控制电路组成。在时序控制器的统一指挥下，行驱动电路将像素的电荷逐行检出。读出电路由低功耗CMOS模拟集成电路构成，该芯片集成多路开关，将并行的列脉冲信号转换为串行脉冲信号。读出电路上包含的A/D转换电路将脉冲信号转换为数字信号，并通过数字接口发

39、送到图像处理器。4.探测器系统接口探测器系统接口 包括:图像数据光纤接口，图像数据被编码为160Mbit/s串行数据流，通过光电转换器发送给数据光纤。900万像素图像矩阵的读出时间为1.2秒，图像采集循环的典型时间间隔为5秒；双向通信接口用于控制及状态信息的传输。 (二)工作原理位于FPD顶层的CsI闪烁晶体将入射的X线图像转换为可见光图像。位于CsI层下的a-Si光电二极管阵列将可见光图像转换为电荷图像，每一个像素的电荷量变化与入射X线的强度成正比，同时该阵列还将空间上连续的X线图像转换为一定数量的行和列构成的点阵式图像，点阵的密度决定了图像的空间分辨力。在中央时序控制器的统一控制下，居于行

40、方向的行驱动电路与居于列方向的读取电路将电荷信号逐行取出，转换为串行脉冲序列并量化为数字信号。获取的数字信号经通信接口电路传送至图像处理器，从而形成X线数字图像。三、多丝正比电离室型多丝正比电离室（MWPC）型直接数字X 线摄影，是中兴医疗公司与俄罗斯科学院核物理研究所于1999 年在中国共同研制成功的低剂量直接数字化X 线机，或称为低剂量X线机，采用一种狭缝式的线扫描装置。组成：多丝正比电离室由主机部分、探测系统、扫描机构、计算机系统和其它辅助系统组成。多丝正比电离室与数据采集系统组成的直接数字化的探测系统无需A/D转换，采集效率高，其背景噪声为 零 ，动态范围理论上高达 104 。 CCD

41、摄像机技术摄像机技术CCD目前在视频和数字照相领域用作照相机的影像获取部件，目前在视频和数字照相领域用作照相机的影像获取部件，CCD数字放射成像系统使用这些设备及光学装置为闪烁器发出的光线成像。数字放射成像系统使用这些设备及光学装置为闪烁器发出的光线成像。nCCD 技术（光学透镜式、狭缝扫描式、光纤圆锥式）技术（光学透镜式、狭缝扫描式、光纤圆锥式）X线光子线光子可见光可见光闪烁体闪烁体透镜透镜镜面镜面CCD 传感器传感器 CCD 阵列转换闪烁体/CCD/光纤阵列球管准直装置 光子光子闪烁体闪烁体可见光可见光光纤锥体光纤锥体 电子电子CCD DSADSA的发展的发展 2020世纪世纪6060年代

42、出现了年代出现了X X线照片减影技术线照片减影技术( (radiographic image radiographic image subtractionsubtraction) ) 2020世纪世纪7070年代年代电子计算机技术电子计算机技术逐步应用于医疗领域，数逐步应用于医疗领域，数字字X X线成像技术线成像技术( (digital radiography)digital radiography)迅猛迅猛发展发展 19781978年由美国亚利桑纳大学的实验小组研制成功年由美国亚利桑纳大学的实验小组研制成功第一台第一台数字减影机数字减影机，19801980年在北美放射学会年在北美放射学会(

43、(RSNA)RSNA)的芝加哥会议的芝加哥会议上公布于世上公布于世第四节 数字减影血管造影数字减影血管造影机数字减影血管造影机( (DSA)DSA)数字减影血管造影机数字减影血管造影机( (DSA)DSA)血管造影血管造影CTCT机机数字减影血管造影（DSA）是计算机与常规X 线血管造影相结合的一种检查方法。 造影图像造影图像 减影图像减影图像= = 蒙蒙 片片DSA 成像装置由影像增强器-摄像机、对数放大-A/D 转换器、存储器、影像处理机及显示装置等组成。一、DSA 原理DSA 中用来数字化并相减的信号取自摄像机的输出端，它是由透过人体后的X 线强度决定的。当单能窄束X 线通过两均匀介质时

44、，X 线射出强度IT和入射X 线强度I0之间服从指数衰减规律。一、DSA 原理10BBTTddTII eIIITTBBddddTeII02IIITTBBTddddII02lnln10lnlnTB BT TIIdd血管内注入碘对比剂前：血管内注入碘对比剂后：或：或：注入碘对比剂前与后透过X线强度为：12=lnlnTTTIIIIId减影后的信号只与对比剂（血管）的厚度成正比，与骨和软组织的结构无关。减影后的信号只与对比剂（血管）的厚度成正比，与骨和软组织的结构无关。DSA 成像过程：摄制普通片，制成蒙片（mask）；摄制血管造影片（充盈图像）；将蒙片与血管造影片加权减影即得到DSA 图像。注入造影

45、剂前的影像注入造影剂后的影像相减后的影像二、减影方式1时间减时间减影影2能量减影能量减影3混合减影混合减影 二、减影方式1时间减时间减影影是DSA 的常用方式。在注入的对比剂进入 ROI（region of interest，感兴趣区域），之前，将一帧或多帧图像作为蒙片（mask）储存起来，并与含有对比剂的造影像一一相减。时间减影又可分为常规方式、脉冲方式、超脉冲方式等。2能量减能量减影影能量减影也称为双能减影（dual-energy subtraction）、K-缘减影。进行某ROI 血管造影时，几乎同时用两个不同的管电压取得两帧图像对其相减，由于两帧图像是由两种不同的能量摄制的，故称之为能

46、量减影。原理：利用物质结构的原子序数Z不同，在不同的X线能下,具有不同的吸收系数的特点，进行加权减影计算，从而减去一种组织影像，显示需要组织的影像。（1）两次曝光法：在曝光中切换X线管输出的能量，得到两幅不同能量的照片进行减影(DR)； （2）一次曝光法：在暗盒中放置两块IP，中间放一块铜板，两块IP在同一时间曝光，但两幅影像的曝光能量不同，实施能量减影。X X被被照照体体IP1IP2铜滤板铜滤板单次曝光法设备结构图HL双次曝光法能量减影原理双次曝光法能量减影原理 探测器X被照体被照体L LH H 探测器X被照体被照体读出读出Q Q1 1 读出读出Q Q2 2kVpkVp1 1时间时间软组织软组织骨组织骨组织Q Q1 1kVpkVp2 2时间时间软组织软组织骨组织骨组织Q Q2 2加权减影加权减影Qs=aQs=aQ Q2 2-b-bQ Q1 10能