CR系統的技術原理

CR系統的技術原理自從倫琴(WilhelmConradRontgen,1845-1923)在1895年發(fā)現了由陰極射線管產生的X線以來，具有100多年歷史的X線攝影經歷了從最旱的干板攝影到后來的屏/膠系統，現在的CR.CT.DR.DSA.SPECT.PET等。這些技術不僅豐富和提高了形態(tài)學診斷信息的領域和層次，同時實現了診斷信息的數字化。在醫(yī)學影像領域中，盡管X線攝影是臨床放射學檢查中應用最早和最普遍的成像方式,但卻是醫(yī)學影像中最后實現信息數字化的檢查手段。這不僅妨礙了X線攝影信息直接進入圖像存貯與傳輸系統(picturearchivingandcommunicatingsystem,PACS)以及遠程醫(yī)學(telemedicine)系統，而且傳統的屏/膠系統固有的敏感性和分辨力的限制也促使X線攝影方式必須改良。CR(computedradiology)就是實現X線平片數字化的方式之一。CR是用存儲屏紀錄X線影像，通過激光掃描使存儲信號轉變成光信號，再用光電倍增管轉換成電信號，然后經A/D轉換后，輸入計算機處理，成為高質量的數字圖像。CR系統的基本組成和工作原理1，CR系統由IP板.激光閱讀器(ADCCOMPACT).圖像處理工作站(VIPS).圖像存儲系統(QC3000)和打印機(LR5200)組成。WorkflowADccompact/SoloMlCSOZSD.;appica:ia-/S^iode^HelfrichPageB10根椐CR系統工作流程主要有四部分組成：信息采集，信息轉換，信息處理，信息記錄和存儲。2，CR工作原理1)信息的采集(acquirementofinformation)常規(guī)X線攝影中使用增感屏/膠片組合系統的成像方式已眾所周知，在X線照上最終形成的影像無法直接數字化。CR系統解決的關鍵問題之一即是開發(fā)了一種即可接受模擬信息，又可實現模擬信息數字化的載體，即成像板(IP)。這樣，采集的信息則可應用數字圖像信息處理技術進一步，實現數字化處理，貯存與傳輸。

成像板為外觀很像普通X線增感屏的一種薄板，由保護層，成像層，支持層和背襯層構成?！竛ewedgereinforcamentsurfacelayer,10pwithahigherconductivityPhosphorlayer,25Dpincreaseinerasabilitybyafactor2Antireflectionlayer,10p,(BluefilterAg-fapatent,increasedsharpness)Whitepdlayer,330[iforhighersensitivityBluePETlay眄100}1,(Additionalelectrostaticlayer,nolaminateincreasedflexibilityandphysicalproperties)提高了敏感度、銳利度和機械強度，和舊式的兼容。電子束處理的表層可以防止ip板的機械性劃傷及化學清潔劑的容解。我們估計在一般情況下IP板的壽命能達到10000圈。(ThirdGenerationplates)成像板是裝入特定的暗盒內，可以和常規(guī)x線攝影相同的方式投照的，因些是和常規(guī)x線攝影設備兼容的。這樣，CR系統的信息采集部分主要是由X線管和成像板(IP)板組成。2)信息轉換(transformationofinformation)CR系統中，IP板經X線照射后被激發(fā)(第一次激發(fā))。經第一次激發(fā)的IP上貯存有空間上連續(xù)的模擬信息，為使該信息數字化,IP板要由激光束掃描(第二次激發(fā))讀出。CR系統的讀出裝置中的激光發(fā)生器發(fā)射激光束(氨一氤＜He-Ne＞激光束波長為633nm=，在與IP板垂直的方向上依次掃描整個IP表面。IP上的熒光體被二次激發(fā)后發(fā)生激發(fā)發(fā)光或稱光致發(fā)光(photostimulatedluminescence,PSL)現象，產生熒光。熒光的強弱與第一次激發(fā)時的能量精確成比例，即呈線性正相關。該熒光由沿著激光掃描線設置的高效光導器采集和導向，導入光電倍增管,被轉換為相應強弱的電信號。繼而，電信號被饋入模擬/數字(A/D)轉換器轉換為數字信號。至此，CR系統完成了模擬信號到數字信號的轉換。事實上，CR系統的讀出裝置是依據IP上成像層內晶體的PSL特征設計的。FCR系統中的信息轉換部分主要是由激光掃描器，光電倍增管和A/D轉換器組成的。讀出裝置一般也叫影像板掃描儀。一般衡量影像板掃描儀的參數有四個：描述影像清晰度的指標空間分辨率，描述影像層次的指標灰階度級；描述處理能力的掃描速度和緩沖平臺容量。當前CR系統的空間辨率普遍能達到10像素/毫米(10Pixels/mm)的水平，無論影像板的大小。較早的CR系統，由于當時計算機的處理能力不夠，往往僅對小尺寸的影像板以9—10Pixels/mm采集數據，而對大尺寸影像板(14”xi4”以上)，只能達到5—6Pixels/mm,因此給人以CR大片粗糙的感覺。新型的CR系統，對大片采取6,10Pixels/mm兩檔可調的設置，由用戶自己設置。以適應不同場合對掃描速度和掃描質量的不同需要。CR系統的灰階級指標一般都要求達至U4O9602級灰階。也就是使用12Bits處理器。一些高指標的影像板掃描儀，已使用14Bits處理器。力求更佳的影像效果。另外兩個指標掃描速度和緩沖平臺容量描述的是影像板掃描儀的處理能力。新型的大型影像掃描儀的掃描能力已可以達到每小時100板，同時裝備有大容量影像板緩沖平臺。等待掃描的IP板先放在緩沖平臺上，由機器自動順序輸入掃描；掃描完畢的IP板也自動輸送到另一個緩沖平臺上，等待下一次使，即所謂多槽掃描儀。目前最大的緩沖平臺，容量達20塊IP板。3）信息的處理（processinginformation）CR系統信息處理的原理與其它數字信息處理技術是類似的。大體上講，CR的信息處理通?？煞譃橹C調處理，空間頻率處理和減影處理，動態(tài)范圍壓縮處理等。1＞諧調處理（gradationprocessing）:諧調處理涉及的是影像的對比。常規(guī)的增感屏/膠片攝影系統中，最終顯示的影像相當大程度上依賴于X線曝光量，當曝光量過低和過高時，均不能獲得滿意的影像效果。CR系統中，X線劑量和/或能量改變（曝光寬容度）的允許范圍則大，在適當設置的范圍內曝光都可以讀出影像的信號。在一張X線照片上，包括有不同的解剖部位，每次投照時可能使用不同的投照技術，若使用同一種類型的諧調處理技術產生所有的影像顯然是不理想的。CR系統可分別地控制每一幅影像顯示的特征，可依據成像的目的設置諧調處理技術。比如：胸部攝影中，影像信息覆蓋的范圍很寬，在肺野和縱隔部位的密度差別很大，因而可分別應用不同類型的諧調處理技術，以既可極好地顯示肺野內的結構，又可防止在輸出影像中縱隔的密度與骨的密度過于接近，提高縱隔內不同軟組織的分辨層次。又如，在乳腺攝影中，則要增加低密度區(qū)的對比，抑制高密度區(qū)的對比，以利顯示包括邊緣部位在內的乳腺內鈣化（圖）。諧調處理也叫層次處理，主要用來改變影像的對比度、調節(jié)影像的整體密度oAGFA公司CR系統以四種曲線類型和W/L來調節(jié)。富士公司CR系統，以16中諧調曲線類型（GT）作為基礎，以旋轉量（GA）旋轉中心（GC）和移動量（GS）作為調節(jié)參數，來實現針對對比度和光學密度的調節(jié)，從而達到最佳顯示。2〉空間頻率處理（Spatialfrequencyprocessing）空間頻率處理技術是一種邊緣銳利技術，它是通過對頻率響應的調節(jié)突出邊緣組織的銳利輪廓，在傳統的屏/片系統中，頻率越高，頻率響應卻越少，然而在CR系統中是根據圖象的顯示效果的需要來控制頻率的響應。比如，提高影像高頻成分的頻率響應，那么就增加了此部分的對比。決定空間頻率的響應程度由頻率等級（RN）、頻率增強（RE）、頻率類型（RT）組成（富士公司），AGFA公司是由MUSICAparameters來完成的。在某些影像處理中，為了充分顯示正常組織或病變的結構，往往是諧調處理和空間頻率處理結合起來使用。如較低的對比度和大的空間頻率增強結合產生的影像可覆蓋較寬的信息范圍，并使器官組織的邊緣增強，用于顯示軟組織，如縱隔；若較大的對比度與較小的空間頻率增強結合，可得到類似屏/片系統的影像。邊緣增強技術(蒙片技術)是空間頻率處理的較常用技術。該技術是通過增加對選擇空間頻率的響應，使興趣結構的邊緣部分得到增強，從而突出結構的輪廓。改變顯示矩陣的大小也可決定不同結構的對比，使用較大的矩陣可使處于低空間頻率的軟組織結構得到增強。蒙片技術：QL(X,Y)=g(Q(x,Y))=Q(X,y)+K(Q(x,Y))X[Q(X,y)-Qus(x,Y)]Q代表原始影像；Qus代表不鮮明影像；QL代表經過處理的影像。K代表用于決定增強程度的加權因數。(圖)二、IP板的特性IP板在CR系統中是替代常規(guī)X線屏/膠系統成像的主要部件oIP成像層是由一種有輝盡性熒光效應的晶體顆粒即含有微量二價銪的氟鹵化鋇晶體所制成。該晶體在受到X光照射時，能以潛影的形式記錄影像信息，當再次受到照射諸如激光等激發(fā)時，能夠按比例地發(fā)射所存儲的能量以熒光的形式(藍-紫色光)。這種現象稱為光激發(fā)發(fā)光(photostimulatedluminescence)。氟鹵化鋇晶體在X線或長時間紫外線的激發(fā)下形成F中心，“F中心”也叫色彩中心，是晶體內的一種缺陷，可吸收可見光輻射中特定波長的光線，位于形成晶體的特定原子已被去除而浮獲了一個電子的點(空穴)上。另外，微量的銪離子在形成熒光體時被結晶，產生所謂發(fā)光中心(luminescencecenter)。F中心與發(fā)光中心共同承擔X線信息的任務。1、 發(fā)射與激光光譜(emissionandstimulationspectrum)光激發(fā)熒光體發(fā)射的藍-紫色由包含在熒光體內的微量二價銪所產生，激勵的強度依賴于照射在IP上的光的波長而改變。第一次激發(fā)IP的X光譜稱為發(fā)射光譜(emissionspectrum)，它的峰值是390-400nm。第二次激發(fā)IP的是波長為600nm的紅色激光，稱為激發(fā)光譜(stimulationspectrum)。由此可見，發(fā)射光譜和激發(fā)光譜的峰值是有一定的差別。這有利于保證兩者在光學上的不一致，從而達到最佳的影像信噪比。但是，激發(fā)光譜和F中心(色彩中心)的吸收光譜具有很好的一致性。CR系統在X線攝影中獲得影像信息時，必需要兼顧到增進圖像的信噪比(S/N),以保證帶有X線信息的發(fā)射光譜與獲得影像信息的激發(fā)光譜的波長保持足夠的差異。當PSL光譜的峰值在400nm時，光電倍增管能獲得最佳的檢測效率。2、 IP激發(fā)時間響應理想情況下，當氦-氖激光激發(fā)X線曝光后的IP時，光激發(fā)應立即產生熒光，停止激發(fā)時，熒光也立即消失，但實際上熒光并不是立即停止，而是存在著逐漸的衰減過程。這個衰減過程對于快速閱讀X線信息的CR系統來說是一個不利因素，上次激發(fā)的信息未能完全消退時，又接受了新的一次X線照射，所以，此時IP在再一次進行閱讀影像時必然回重疊上一次的圖象成份，導致了圖像質量的降低。熒光體被二次激發(fā)后，其發(fā)射熒光的強度達到初始值的l/e(e=2.718)時間稱為光發(fā)射壽命期(lightemissionlife)。IP板的發(fā)射壽命期為0.8微妙。由于該期極短，故可在很短時間內以很高的密度重復采集與讀出大面積IP上的X線影像信息，而不發(fā)生采集與讀出信息的重疊。即是說，IP具有可滿足醫(yī)學成像需要的、極好的時間響應特征。(圖)3、IP的動態(tài)范圍當X線第一次激發(fā)IP時，其吸收光譜中于37keV處可見一陡峭的快速吸收，系其成像層熒光體中的鋇原子的K緣所致。鋇是熒光體的重要成份，但此吸收特征與二次激發(fā)時的發(fā)射熒光特征無關。IP發(fā)射熒光的量依賴于一次激發(fā)的X線量，在1:104的范圍具有良好的線性。即是說，IP在用于X線攝影時具有良好的動態(tài)范圍。(圖)AGFACR系統和FCR系統，IP板的信息讀出分為兩步讀出。第一步是由激光超高速地、粗略地讀出影像信息，在瞬時核算出X線影像的光激發(fā)光量的直方圖；第二步，在獲取上述信息的基礎上，自動調節(jié)光電倍增管的敏感性和放大器增益，再以超強激光光線高精細地讀出X線影像信息。配合CR系統的固有功能，則可能在允許范圍對任何物體、以任何區(qū)線劑量獲得穩(wěn)定的、最宜的影像處理和影像的光學密度。4、 IP的消退X線激發(fā)(第一次激發(fā))IP后，模擬影像被存儲于熒光體內。在讀出(第二次激發(fā))前的存儲期間，一部分被F中心俘獲的光電子將逃逸，從而使第二次激發(fā)時熒光體發(fā)射出的PSL強度減少，這種現象稱為消退(fading)。IP板的消退受以下因素的影響：1〉時間；2〉溫度；3〉天然輻射等。在存儲8小時時，熒光體的PSL量減少約25%。隨時間的延長和溫度的增加消退增加。但事實上由于CR設備對光電倍增管增益的電子補償和自身補償，依標準條件曝光的IP在額定的存儲時間內幾乎不會受到消退的影響，但如IP的曝光不足和存儲過久，則將會由于檢測到的X線量子不足和天然輻射的影響而發(fā)生顆粒衰減，致使噪聲量加大。因此最好在第一次激發(fā)后8小時內讀出IP的信息。5、 IP的規(guī)格與類型及發(fā)展IP板的規(guī)格尺寸與常規(guī)X線膠片一致，有14X17in(43X35cm)、14X14in(35X35cm)、10X12in(25X30cm)、8X10in(20X25cm)及專用于口腔全景攝影的15X30cm等尺寸。按分辨率高低可分為標準型、高分辨率型、多層體層攝影型、減影型。IP板發(fā)展十分迅速，各種專用IP如口腔全景、乳腺攝影等在技術上由于隨著對影像質量需求的不斷提高，對熒光涂層的開發(fā)更加深入，技術更加復雜。目前的IP板使用壽命普遍超過20000次，有的聲稱可達到30000次。AGFA公司剛剛推出帶有蘭色濾光層的MD30型影像板，又在影像轉換效率更高的針壯晶體成像技術(NIP)上取得突破?？梢哉f，臨床實際要求刺激了技術更新速度的加快，反過來不斷更新的技術也將會不斷更新使用者的觀念，今后對使用質量和效率的要求將超過對耐用性的追求。6、 IP的的影像質量在常規(guī)的增感屏/膠片系統中,一旦組合,那么靈敏度和圖像的質量(層次,銳利度,顆粒度)就決定了。而在CR系統中，IP靈敏度高寬容度大，再加上強大的工作站后處理功能，能夠得到各種不同形式的優(yōu)質影像。它們以靈敏度、顆粒度、銳利度三個參數來作出對比。但人們往往以直觀的效果或借助于儀器用密度分辨率和空間分辨率來評價影像。普通的X線影像象素之間是一個連續(xù)的函數，數字化的圖像象素之間是一個離散的函數，一般情況下CR系統圖像的空間分辨率都沒有普通影像高，但密度分辨率卻明顯高于普通影像。影響CR系統影像質量的因素在CR系統成像的過程中，對影像質量影響的因素有許多,它們主要存在于信息的采集.信息的讀出和信息的處理與記錄三個環(huán)節(jié)中，尤以IP的特征和閱讀的性能尤為重要。決定CR系統響應性的因素1） .進入IP的散射線：入射的X線被IP的熒光層所吸收，但有部分的散射線也被IP的熒光體所吸收，而使影像變模糊，這些散射線占整個入射線很小的比例，所以它對整個CR響應性產生相對輕微影響。2） .激光束在IP熒光層上的散射在IP閱讀囂中，CR的響應特征很大程度上是由于激光粒子的擴散而決定的。這種激光束的擴散結果依賴于IP的響應特征（激光在熒光層的散射特征）和激光束的直徑，因為激光束的直徑完全是依照IP的響應特征設定，且IP的響應特征完全決定著個CR系統的響應特征。根椐CR系統響應特征的需要，閱讀器使用了兩種類型的IP有ST型（標準型用來抑制X線了的噪聲）和HR型（高分辯率型用來增進響應特征）。CR系統的噪聲噪聲也是影響影像質量的重要因素，它表現為圖像中可見的斑點．細粒．網紋或雪花狀的異常結構，這樣就掩蓋或降低了某些影像細節(jié)的可見度，使獲得的影像不清晰。在CR系統中，存在著兩種噪聲即量子噪聲（X線量依賴性噪聲）和固有噪聲（非X線依賴性噪聲）。量子噪聲又分為X線量子噪聲和光量子噪聲。1） 量子噪聲1>X線量子噪聲：X線量子噪聲是指X線量子依泊松（Poisson）分布的統計學法則隨機產生的波動。它是由于接收器的某一區(qū)域可能比另一個區(qū)域接受了更多的光子所造成的。在CR系統中，X線量子噪聲是X線被IP吸收過程中所產生的。入射的（被檢測到的）X線劑量越大，其噪聲就越小，即噪聲量與IP檢測到的X線劑量成反比，噪聲量通常以均值平方根（rootmeansquareRMS）來表示。在低劑量區(qū)RMS值對X線輻射量響應近于一直線樣遞減，顯示該區(qū)域主要是量子噪聲；在高劑量區(qū)，RMS值大致接近一恒定值，幾乎不依賴于X線劑量，顯示該區(qū)域的噪聲主要是固有的噪聲。由此可見，若入射的X線劑量在允許量下限之上且恒定時，CR影像噪聲的量則由IP的吸收特性來決定。這樣，提高IP對X線量子的檢測能力，就可以提高CR系統的影像質量。2>光量子噪聲：光量子噪聲是光量子依泊松分布的統計學法則隨機產生的時間上的波動。它是光電倍增管把IP熒光層被二次激發(fā)時產生的PSL轉換為電信號的過程中產生的，它與入射的X線劑量.IP的X線吸收效率，IP的光激發(fā)發(fā)光量?聚集PSL的光導管的集光器的集光效率以及光電倍管的光電轉換效率成反比。由此可見，在激光的閱讀器中，增加激光束輸出功率，可以增加IP的PSL量，使用集光效率更高的光導系統及光電轉換效率更高的光電倍管都是降低光量子噪聲的好措施。2） 固有噪音CR系統中的固有噪聲包括IP的結構噪聲.激光噪聲.模擬電路噪聲和模數轉換過程中的量子化噪聲。其中，IP的結構噪聲是最重要的起支配作用的噪聲。它是IP的熒光體顆粒層內熒光體分布的隨機性產生的。那么減小熒光體顆粒的尺寸是提高IP熒光體發(fā)光效率的改良措施，在FCR系統中，目前，已使用的IP熒光體顆粒的尺寸大約是最初使用的1／2，體積大約是最初使用的1／8。CR系統的優(yōu)缺點及價值CR的優(yōu)點1） .X線劑量比常規(guī)X線影像顯著降低；2） .IP替代膠片可重復使用；3） 可與原有的X線攝影設備匹配工作，放射技師不需要特殊訓練即可操作；4） 具有多種信息處理技術：諧