X光的產生——X光管
X射線能量譜
- 平緩的連續譜是由韌致輻射產生的。韌致輻射是高能帶電粒子與靶原子或原子核碰撞時突然減速損失能量發生的能量輻射，指高速電子撞擊陽極靶目標后輻射X射線的現象。
關於為什么是連續譜：書上28頁。
韌致輻射的能量
隨着管電壓的變化每條曲線都有一個特定波長的峰值，在波長減小的方向（左邊）上也有一個確定的最小極限值，波長為1.24/管電壓。隨着管電壓增大，峰值左移，極限值也左移。
此外隨着管電壓增加轟擊陽極靶的能量也會增加，X射線光譜的高能極限會相應提高。
- 尖峰是由標識輻射產生的。簡單來說，如果轟擊陽極靶的電子能量大於陽極原子殼層的電子結合能，可能使內層電子吸收能量成為自由電子，留下一個空位，高能級的電子向下躍遷填充這個空位，在躍遷的過程中釋放的電磁輻射就是標識X射線。
標識輻射的能量：
照射量與吸收劑量
照射量就倫琴，單位是R，1R是1kg空氣中產生2.58x10-4庫倫電荷需要的X射線的能量，沒啥實際意義。
-
吸收劑量（Dose/Kerma）：導致人體組織發生化學或生物效應射線輻射即組織吸收的射線能量，使用格瑞Gray，Gy來表示。1Gy=1J/kg，即1kg物質吸收1焦耳能量的輻射劑量。
吸收劑量的公式為，單位是Gy。
相對生物效能：RBE=Dref/Dtest，其中Dref是引起某種生物效應需要的X射線（250KeV）吸收劑量，Dtest是產生相同生物效應需要的其他輻射的吸收劑量。
RBE劑量=吸收劑量×RBE。單位是Sievert，Sv。 -
有效生物劑量（Effective Dose，ED）：是輻射有多個種類和能量時，在一個組織的當量劑量之和。使用權重因子Wt對ED進行修正。
一個簡單的有效劑量計算：
-
病人劑量（Patient Dose）：一般不超過10R/min。測的是進入身體之前表面的劑量。
X射線與物質的作用
X光的能量如下：
其中h為普朗克常數，f、c、λ為光子的頻率、光速、波長。
X射線與物質作用的效應：
- 光電效應
- 康普頓散射
- 電子對效應
- 光核反應（能量要求有點高了不考慮）
總結：醫學成像中使用10~150keV的射線（核醫學會使用0.5MeV），在這個能量范圍發生的吸收、散射效應基本就是上述三者的組合，作用區間如下：
X射線的衰減
指數衰減模型（理想情況）
一些假設：
Narrow Beam：單能量，平行光束；（實際的X光管出來是點光源扇形的，多能量的）
光子要么被吸收要么穿透（能量和方向不變），不會產生次級輻射。
有：
其中μ為線性衰減系數（m-1/cm-1），d為厚度。
實際的衰減系數要小（存在散射這些） Board Beam
當吸收很小的時候，可以用線性的近似描述（泰勒展開的）
平均自由程：1/μ，代表1個光子被吸收需要走的平均長度。
X光攝影
膠片
膠片上有一些感光的物質（如碘化銀之類的）
光學密度（Optical Density, OD）：在曝光過程中，射線強度越大還原的銀就越多，圖像就越黑，膠片變黑的程度叫做膠片的光密度。，I0是膠片的入射光強度，I為出射光強度。透光率為I/I0，阻光率為I0/I。
膠片的光密度也稱為膠片的成像密度，或膠片的密度。
E越大曝光越長，吸收越多，D越大。
對比度：
曝光量一般用H=I*t表示。I為射線強度。
注意到上圖有一段近似線性區，這一段的平均斜率被稱為膠片的反差系數Contrast Coefficient，用γ表示。
反差系數高的更易產生對比度高的圖像。
成像原理；組織吸收之后衰減，衰減之后的X光打到膠片上，如果強度大，膠片就會還原大量銀變黑，所以是黑色；反之白色。
增感屏
普通屏幕入射的射線束只有2%的能量會被吸收，十分的菜。這個吸收的光子數占期望吸收的比例叫做吸收效率。
如果只吸收2%，那就需要對病人使用致死量的X光，顯然這很8科學。
所以使用增感屏。
X射線的熒光作用
某些物質接受X光后將能量以可見光的形式釋放出來，稱為熒光現象。
對鎢酸鈣（CaWO4）屏，X光光子的吸收從20%可變到40%。還有別的啥啥啥，不重要。
增感率：增感屏的作用用增感率表示。當膠片上產生的OD為1時（十倍衰減），有無增感屏膠片吸收的所需輻射之比為增感率，記作：f=R0/R。其中R0為無增感屏時需要的輻射量。
將接收的膠片設計為可見光敏感的。相當於完成了一次轉化。
使用增感屏可以增加圖像對比度，但一定程度上會降低圖像的清晰度（ghost image），由於熒光物質形成的光擴散/存在余暉。增感屏與膠片的貼近狀態和X射線的斜射效應也會影響清晰度。
一般在熒光屏上形成的影像就是普通X射線透視，比如胸透。
影像增強器
類似於光電倍增管，吸收1個X射線光子，發出2000~3000個光子。
熒光屏將X射線轉化為可見光，發射的光擊中一個光電陰極，產生更多電子，通過聚焦電極聚焦化為光子。
優勢：大大提高了亮度，需要的X射線劑量也少了。
缺點：由於相機分辨率的限制會比膠片的分辨率低；由於光->電子->光，噪聲會變大；會發生幾何失真如枕型失真（pin-cushion distortion）
數字X射線成像（DF）
Computed Radiography，CR
需要成像板（光敏熒光探測板）代替膠片，拍攝之后當做讀卡器放到CR Reader讀取圖像。
類似於一個U盤好吧，了解。
直接數字攝影術 DR
直接通過CCD/CMOS轉成數字圖像。
可見光+CCD。
讀取的時候一排一排下降到隊列，然后逐個讀取。
DF的一些應用：血管減影造影（DSA）、數字點片（DSI）等。
數字血管減影DSA：
將造影前后的圖片還就那個一減，就得到血管圖像了。類似於數圖全圖減背景得到前景區域。
不足：偽影影響很大；血管重疊問題。
雙能成像
不同組織對不同能量射線的衰減系數差別較大的時候，可以使用一個較高能量，一個較低能量分別對人體進行數字攝影成像，可以利用兩種組織衰減系數的不同將兩種組織的影響分開。
某種物質的衰減系數可以寫成兩種基材料的線性組合。
后面的屬實看不怎么懂了。
但雙能還可以用來做減影。
常規X射線兩種組織如骨骼和軟組織同時作用，是綜合結果。可以選擇適當加權系數的情況下選擇性地去除骨頭/軟組織的信息。
散射
S散射的，P主要的。
SPR類似信噪比。
F是散射占比。
散射由成像的寬度和厚度影響。
可以看到厚度越厚散射越嚴重。這也是為什么乳腺鉬靶成像要壓一下乳腺，讓他更薄，減少散射。
防散射格柵
由鉛片組成。鉛板可以阻擋X光。
中間是空的，可以穿透，就類似於一個准直器。由於散射光方向會變所以會撞到鉛板上。
平行板型的。
Grid Ratio：厚度/空隙的寬度 H/W。
Grid Frequency：單位距離的格柵數。
Bucky factor：使用格柵過濾接受的X光就較少了，需要做一個補償，對X射線的劑量加一個比率。一般3~5倍。
類似於百葉窗好吧。
Focus grid 聚焦型格柵
容易整出偽影，如下:
放歪來，光照不足
放斜了，直接模糊求了
放反了，周邊會通過的很少，變白。
其他防散射的方法：
- 空氣間隙air gap 讓掃描的物體遠離detector
- slit and slot 不曉得是個啥
圖像質量
分辨率
- 焦點的大小
- 病人。越胖的病人越厚，會導致更多散射，降低分辨率。可以使用防散射格柵減少影響。
- 熒光屏的光特性。
- 膠片的分辨率。
- 對帶影像增強器的，最后采樣的情況也影響分辨率。
對比度
- 光束的光譜對對比度有重要影響。乳腺攝影術中使用的軟輻射比硬輻射產生更高的對比度。
- 探測器的吸收效率。
- 對用膠片的，取決於膠片的D。
- 對數字成像，可以使用灰度變換調整對比度。（不過同樣會影響噪聲）
噪聲
- 由於X射線的統計性質，量子噪聲通常是主要的噪聲因素。光子探測過程本質上是泊松過程（方差等於平均值）。因此，噪聲幅度（標准差）與信號幅度的平方根成正比，信噪比也表現為信號幅度的平方根。所以劑量不能太小。
- 像熒光成像中光子-電子-光子會產生更多噪聲。
- 通常使用（Detective Quantum Efficiency）DQE來量化圖像探測器的性能。采用DQE表示通過檢測器的信噪比傳遞來量化探測器部分對信噪比的貢獻
影響DQE的因素有很多，特別是探測器的吸收效率、探測器的點擴展函數和探測器引入的噪聲。
偽影
探測器上的划痕、死像素、未讀取的掃描線、不均勻的X射線束強度（后跟效應）、余輝等