影像增強器

在早期的熒光檢查技術中，病人發出的X-線直接撞擊熒光屏。熒光屏上每個區域發射的可見光與由入射X-線沉積的能量的速率相關。放射科醫師在距離10或15英寸處觀察熒光屏上的可見光圖像。在熒光屏後有一塊薄的鉛玻璃板，用於保護放射科醫師不受透過熒光屏的X-線的輻射。

使用這種熒光檢查技術，放射科醫師以低的細節可見度觀察一幅昏暗圖像。為了觀看這樣的圖像，他們只好延長待在暗處的時間以使眼睛達到“暗適應”。20世紀40年代，放射學家們意識到熒光檢查術中圖像的細節可見度低與早期熒光檢查中的昏暗圖像有關。他們強調需要更加明亮的熒光圖像，並鼓勵影像增強器的開發。影像增強器增加了熒光圖像的亮度，觀察者可以使用明視(視錐細胞)以代替較早的熒光檢查中要求的暗視(視杆細胞)。由於圖像較亮，使用影像增強器的熒光檢查術不需要暗適應。儘管影像增強器增加了熒光檢查系統的成本和複雜度，但是，非影像增強的熒光檢查術的使用已經過時了 ^[1]  。

X-線影像增強器通過兩個過程來“增強”或增加圖像的亮度：(1)縮小，從更小的區域發射出給定數目的可見光光子；(2)通量增益，經高壓加速過的電子撞擊熒光屏時產生更多的可見光光子。軍隊中使用的“夜視”裝置也利用這一原理，以便在低光照條件下觀察目標。

X-線光子撞擊在直徑範圍為4英寸到16英寸以上、表面輕微凸起的熒光屏(輸入屏)上。輸入屏的熒光乳劑是一層薄的碘化銫(Csl)。較早的影像增強器輸入屏是由鋅鎘的硫化物(ZnS：CdS)組成的。CsI相對於ZnS：CdS：Ag的主要優點是它能增加對X-線的吸收，這是由於在CsI熒光物質中有Z(原子序數)較高的成分存在，而且熒光顆粒中CsI分子的堆積密度較高。

每吸收一個X-線光子，輸入屏上可發射出2000~3000個可見光光子。這些光子並不是直接觀測的，而是落到含有銻(Sb)元素的光電陰極上，如氧化銫銻(Sb-CsO)。在與光電陰極相反的方向釋放的可見光光子被輸入屏外表面上的鏡面狀的鋁質支承反射到光電陰極。假如光電陰極的光譜敏感度與熒光屏發出的可見光波長相匹配，則每接收到100個可見光光子，光電陰極可以發出15~20個電子。光電陰極上任一區域釋放的電子數都取決於入射到該區域的可見光光子的數目。影像增強器管的光電陰極與陽極之間的電位差為25~35千伏，這個電壓使電子加速。電子通過陽極上的一個大孔，並撞擊裝在平玻璃支架上的小熒光屏(輸出屏)。輸出屏上的乳劑與輸入屏上的類似，只是熒光顆粒要小得多。大多數輸出屏的直徑為0.5英寸~1英寸。輸出屏小的增強器可以用於電視熒光檢查術，因為電視攝像機的輸入屏直徑也很小。為了防止增強器外的光線進入，輸出屏上塗有一層金屬(通常是鋁)。金屬層也能除去由輸出屏積聚的電子。

安放在光電陰極與陽極之間的圓柱形電極將從光電陰極發出的電子聚焦在輸出屏上。通常使用三個聚焦電極。將玻璃封裝包含在高磁導率合金(包含鐵的合金)外殼中。外殼減弱增強器外部產生的磁場，並防止這些磁場扭曲增強器內部的電子的運動。影像增強器周圍的強磁場仍可能使電子的運動扭曲，因此輸出屏上的圖像扭曲失真。此外，影像強器周圍的強磁場可以磁化高磁導率合金外殼和聚焦電極，並造成熒光圖像的永久性失真。所以，影像增強器不應該放置在永久或瞬時的強磁場附近(如磁共振成像系統附近。

利用X-線影像增強器，有四種不同的信息載體將病人的信息傳遞給放射科醫師，X-線束將來自病人的信息傳遞到影像增強器的輸入屏上。在輸入屏上，信息由X-線變為可見光光子。當可見光光子被光電陰極吸收，信息就變成了指向增強器輸出屏的電子束；信息以可見光圖像的形式從輸出屏傳遞到觀測者的視網膜。

可以將影像增強器輸出屏上的圖像亮度與標準的非影像增強的熒光屏上的圖像亮度進行比較。在影像增強器與熒光屏接受相同的輻射曝光量時，兩種圖像的亮度比值稱為影像增強器的亮度增益。

亮度增益=影像增強器上輸出屏的亮度/標準屏上的亮度.

影像增強器的增益範圍為1000-6000，這取決於所使用的特定影像增強器以及與之相比較的熒光屏。亮度增益是由發生在增強器內部的兩個獨立過程引起的，它們分別是圖像縮小和通量增益。

影像增強器的輸入屏吸收X-線形成的光圖像以縮小的形式在輸出屏上重現。由於輸出屏比輸入屏要小很多，所以輸出屏每單位面積上的可見光子數比輸入屏上的要多。由圖像縮小引起的圖像亮度的增加稱為縮小增益

，

等於輸入屏與輸出屏的面積之比。

=輸入屏的面積/輸出屏的面積=π[(輸入屏直徑)/2]²/π[(輸出屏直徑)/2]²=(輸入屏直徑)²/(輸出屏直徑)².

例如，輸入屏直徑為9英寸、輸出屏直徑為1英寸的影像增強器，其縮小增益為81：

光電陰極產生的電子在射向輸出屏時被加速，也會導致圖像亮度的增加。當這些電子撞擊在輸出屏上時，釋放的光子數隨電子能量的變化而變化。由電子的加速而導致的亮度增益稱為影像增強器的通量增益

。典型影像增強器的

至少為50。

影像增強器的總亮度增益是

與

的乘積：

例如，縮小增益為81且通量增益為50的影像增強器，其亮度增益是4050：

通過描述每個影像增強器的轉換因子可以對兩個影像增強器進行比較。轉換因子

是影像增強器輸出屏的亮度與輸入屏的曝光率所得到的商：

=輸出屏的亮度(canddela/m²)/輸入屏的曝光率(mR/sec).

影像增強器的轉換因子取決於輻射的能量，並應該用工作在85KVp左右的全波整流或恆壓X-線發生器產生的X-線來進行測量。大部分影像增強器的轉換因子為50~100(candela)/(mR·m2)。

影像增強器的分辨率受限於輸入輸出熒光屏的分辨率以及在圖像由輸入屏傳遞到輸出屏時聚焦電極保持圖像的能力。對於輸入屏為CsI的影像增強器，其平均分辨率是4線對/毫米。起源於影像增強器外部的降低分辨率的原因包括：輸入屏接收的X-線束中存在散射輻射；病人的運動及焦斑的有限尺寸引起的圖像失鋭。另外，熒光檢查圖像的質量還受撞擊在輸人屏上的X-線數目的統計漲落的影響。

影像增強器產生的圖像的分辨率、亮度及對比度在圖像的中心位置是最大的，朝外圍方向逐漸減小。圖像沿着外圍方向的亮度減少通常不超過25%。熒光檢查圖像的亮度和圖像質量沿着邊緣的降低稱為漸暈。光暈是沿輸入屏的外圍曝光速率減少以及來自光電陰極外圍的電子撞擊輸出屏的精度降低的反映。另外，輸出熒光體的中心接收一些來自輸出熒光體周圍區域的散射光線，而外圍僅接收來自中心的散射光線。因此，沒有來自輸出屏以外區域的光線也是形成漸暈的原因。

目標物上的直線在熒光圖像中通常顯示為朝外的曲線。該效應稱為枕形失真，是由輸入屏的曲率以及光電陰極外圍的電子在輸出屏上聚焦的精度降低而引起的。如果熒光物質對圖像亮度變化的響應速度慢，則該影像增強器的輸入屏和輸出屏上可能出現圖像餘輝。這種效應在高幀率熒光屏電影攝影術以及快速數字成像等方法中需要注意。

影像增強器的輸入屏直徑範圍為4英寸~16英寸。輸入屏小的增強器操作更靈活且更便宜。小影像增強器能稍微地改善分辨率，因為來自光電陰極的電子撞擊輸出屏的精度更高。但是，輸入屏能夠包圍的病人人體的範圍受到限制。較大的增強器費用較高，操作不靈活，但它能提供較大的視野和圖像放大機會。

影像增強器輸入屏的直徑應該要大於病人身體上需要研究的區域的直徑 ^[1]  。