數(shù)字減影血管成像（digital subtracted angiography，DSA）是20世紀(jì)80年代興起的一項醫(yī)學(xué)影像學(xué)新技術(shù)。這項技術(shù)是在通常血管造影的過程中，運用數(shù)字計算機工具，取人體同一部位2幀不同的數(shù)字影像，進行相減處理，消去2幀影像的相同部分，得到造影劑充盈的血管影像。
    近20年來，DSA儀器同早期的產(chǎn)品相比，有了很大的改進與提高。國際上象西門子、通用電氣、東芝、島津等一些大型醫(yī)療儀器生產(chǎn)公司的DSA儀器已完成向高清晰度視頻規(guī)格的轉(zhuǎn)變，影像質(zhì)量比以前更清晰、更細膩。國內(nèi)的醫(yī)療儀器公司經(jīng)過多年的努力，也已改變沒有DSA產(chǎn)品的狀況，推出了一些DSA系統(tǒng)，其總體水平與國際上20世紀(jì)80年代中期DSA產(chǎn)品水平相當(dāng)。20世紀(jì)90年代，由于介入治療技術(shù)在醫(yī)學(xué)界的推廣，以及Ｘ線各種診斷、治療技術(shù)的成熟和深化，使得國內(nèi)各級醫(yī)院對DSA產(chǎn)品的需求增加；另一方面，計算機技術(shù)的發(fā)展，使得軟、硬件技術(shù)日益成熟，作為計算機在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用典型，DSA產(chǎn)品受到了開發(fā)應(yīng)用新技術(shù)的技術(shù)人員的重視與青睞，因此，國內(nèi)DSA儀器的生產(chǎn)和科研水平也得到了迅速地提高。
    一、X線影像的模-數(shù)變換 
    用Ｘ線機進行人體病變診斷，最后能得到人眼可見的醫(yī)學(xué)Ｘ線影像。這種影像，最初是熒屏式的，隨著電子技術(shù)的發(fā)展，Ｘ線機配上了影像增強器、攝像機和顯示器，由直接看Ｘ線成像熒屏變成了觀察顯示器上的視頻影像。這種Ｘ線電視視頻觀察與直接熒屏式Ｘ線觀察相比 ，已有了巨大的進步，它大大降低了被檢查者所接受的Ｘ線劑量，同時也大大提高了對醫(yī)生們的防護水平。但Ｘ線電視的信號還僅僅是模擬式的，難以進行各種有效的處理及長期保存。20世紀(jì)80年代前后，開始了數(shù)字熒光成像（digital fluroescence，DF）研究，在Ｘ線電視系統(tǒng)的基礎(chǔ)上，利用計算機數(shù)字化處理，使模擬視頻信號經(jīng)過采樣模數(shù)轉(zhuǎn)換（A/D）后直接進入計算機中進行處理和存儲。因此，這種DF系統(tǒng)實際上是Ｘ線電視系統(tǒng)與計算機數(shù)字影像系統(tǒng)的一個結(jié)合，我們又稱之為數(shù)字Ｘ線系統(tǒng)。圖2-21是一個典型的數(shù)字Ｘ線系統(tǒng)的原理圖。 
 

圖2-21 數(shù)字Ｘ線系統(tǒng)原理圖

    在數(shù)字Ｘ線系統(tǒng)的基礎(chǔ)上，應(yīng)用最成功、且具代表性的成果是利用數(shù)字減影技術(shù)進行血管造影的研究，它的革新意義是使得血管造影臨床診斷能夠快速、方便地進行，促進了血管造影和介入治療技術(shù)的普及和推廣。所以說，醫(yī)學(xué)DSA的成功，使得DSA成了數(shù)字Ｘ線系統(tǒng)的標(biāo)志，亦促成了一種專門用于臨床的數(shù)字減影血管造影儀器----DSA系統(tǒng)產(chǎn)品的誕生。
    數(shù)字影像處理的含義是用數(shù)字計算機對影像進行加工處理以達到某些預(yù)期的效果，或從影像中提取出各種有用信息。數(shù)字影像和模擬影像二者的區(qū)別在于：模擬影像是以一種直觀物理量的方式來連續(xù)、形象地表現(xiàn)我們期望得知的另一種物理信息的特征，而數(shù)字影像則完全以一種規(guī)則的數(shù)字量的集合來表達我們所面對的物理影像。用模擬影像的方法來顯示影像具有直觀、方便等特點，一旦設(shè)計出一種影像處理方法則具有全息性與實時處理等優(yōu)點。但模擬影像亦有抗干擾性低、重復(fù)精度差、處理功能有限、處理靈 活性不好等缺點。數(shù)字影像具有很好的抗干擾性，有影像處理方便、適應(yīng)性能強等優(yōu)點，隨著計算機技術(shù)的發(fā)展，數(shù)字影像處理的速度正變得越來越快，顯示出它的發(fā)展?jié)摿蛢?yōu)勢。
    計算機中的影像是一個實數(shù)矩陣，其中每一個元素稱為像素。一幅灰度連續(xù)變化的模擬影像通過計算機采樣電路被轉(zhuǎn)換成數(shù)字影像。對二維視頻影像來說，這種采樣，首先是根據(jù)時間進程將空間連續(xù)的影像轉(zhuǎn)變成空間離散的影像。一幅空間離散的數(shù)字影像，為了盡可能真實并充分地表現(xiàn)出原先模擬影像的各個部分，要求離散的空間像素點越多越好。一般組成一幅影像的空間像素點越多，所反映的影像細節(jié)就越清晰。
    令ｆ（ｘ，ｙ）代表一理想的連續(xù)變化的模擬影像，影像采樣是對連續(xù)影像ｆ（ｘ，ｙ）在一個空間點陣上取樣，也就是空間位置上的數(shù)字化、離散化。設(shè)連續(xù)影像ｆ（ｘ，ｙ)在空間變化的頻譜具有一定的截止頻率ｆｘｃ和ｆｙｃ，則根據(jù)保證影像采樣不失真的采樣定 理，當(dāng)采樣間隔Δｘ和Δｙ滿足Δｘ≤12ｆxc和Δｙ≤12ｆyc關(guān)系時，影像離散化后所得到的數(shù)字影像，將能正確地重現(xiàn)原先的連續(xù)影像ｆ（ｘ，ｙ）。
    因此，影像采樣的空間像素點陣并不是隨意確定的，它首先必須保證滿足采樣定理，即使得采樣后的數(shù)字影像能不失真地反映原始影像信息，這是確定數(shù)字影像空間像素點陣數(shù)目下限的依據(jù)。另一方面，為了追求影像更多的細節(jié)和更高的分辨率，人們希望使用更密的空間像素點陣。此時，每提高一步都將受到數(shù)據(jù)量成倍增加以及數(shù)字影像系統(tǒng)成本提高的限制。 同時，這種空間采樣點陣的增加也還受制于影像數(shù)字化前模擬影像視頻制式。在目前，國內(nèi)已安裝的DSA系統(tǒng)中，大部分Ｘ線電視視頻標(biāo)準(zhǔn)是CCIR制式（50Ｈｚ場頻，25幀/s隔行黑白影像，每幀625行掃描線）或RS170制式（60Ｈｚ場頻 ，30幀/s隔行黑白影像，每幀525行掃描線），所選用的數(shù)字影像采樣頻率為10ＭＨｚ，得到的Ｘ線數(shù)字影像的空間點陣分別為５１２×５１２（對應(yīng)ＣＣＩＲ制式）和５１２×４８０（對應(yīng)ＲＳ１７０制式）。也有一些２０世紀(jì)９０年代引進的ＤＳＡ系統(tǒng)，Ｘ線電視采用的是高清晰度電視標(biāo)準(zhǔn)，每幀影像電視掃描線在１０００行以上，Ｘ線數(shù)字影像的空間采樣點陣可達１０２４×１０２４像素。國內(nèi)目前生產(chǎn)的ＤＳＡ系統(tǒng)，由于受Ｘ線電視制式的限制，主要采用５１２×５１２像素陣列來構(gòu)成所需要的數(shù)字影像。
    在影像的數(shù)字化處理過程中，采樣所得的像素灰度值必須進行量化，即分成有限個灰度級，才能進行編碼送入計算機。因此，影像灰度的量化是數(shù)字影像的又一個基本概念。由于計算是一種二進制的運算器件，其中每一個電子邏輯單元具有“０”和“１”兩種狀態(tài)，我 們對影像的量化和存儲是以這種邏輯單元為基礎(chǔ)的，我們稱為位（ｂｉｔ）。系統(tǒng)的實際量化等級數(shù)則由量化過程中實際選用的量化位數(shù)所決定。如果采樣量化位數(shù)為ｎ，則影像量化級別數(shù)ｍ表示為：ｍ＝２ｎ例如，當(dāng)ｎ等于８ 時，ｍ等于２５６個級別(灰階)。
    影像采樣是對連續(xù)影像進行空間上的離散，而影像的量化則是把原來連續(xù)變化的灰度值變成量值上離散的有限個等級的數(shù)字量。圖2-22是Ａ/Ｄ過程中量化等級與數(shù)字化誤差的關(guān)系圖。
 

圖2-22 量化等級與數(shù)字化誤差的關(guān)系 
    從圖示比較可見，當(dāng)量化等級越多時，數(shù)字化過程帶來的誤差就越小。模擬視頻信號一般是０～１Ｖ范圍內(nèi)的連續(xù)電平信號，當(dāng)進行Ａ/Ｄ轉(zhuǎn)換時，希望的是要有盡可能多的量化級別來精確地表示原來的電平信號,以保持影像的不失真。但是如果設(shè)想無限量地去增加灰階數(shù)則是一種不切合實際的要求。有2個原因限制了這種提高精度的做法。第一是模擬信號電路中存在著電子電路噪聲，第二是Ｘ線原始影像中存在著Ｘ線量子統(tǒng)計學(xué)的不確定性。這二項加在一起使得模擬視頻信號本身包含著一定的隨機誤差，它使得我們用適當(dāng)?shù)挠邢薜燃壍幕译A去量化模擬信號時不會明顯增加附加的誤差。對于任何已知大小的模擬信號的不準(zhǔn)確性（噪聲）都必須使最小量化級差保持在與之相同的量級水平，以便在數(shù)字化轉(zhuǎn)換后并不提高信號的總體誤差水平。對Ｘ線影像來說，不同的Ｘ線機，不同的數(shù)字減影儀器，所能達到的精度水平是不同的。所以，在通常的ＤＳＡ儀器中，有８位Ａ/Ｄ２５６個灰階的，也有１０位Ａ/Ｄ１０２４個灰階的。這里，重要的是讓系統(tǒng)各部分的指標(biāo)互相匹配，否則，片面地追求某一參數(shù)的高性能，常常是一種浪費，并且很可能勞而無功，起不到應(yīng)有的作用。
    二、數(shù)字減影技術(shù)
    減影技術(shù)的基本內(nèi)容是把2幀人體同一部位的影像相減，從而得出它們的差異部分。這種技術(shù)開始于血管系統(tǒng)的研究。為了研究血管系統(tǒng)的狀態(tài)，通常在血管內(nèi)注入造影劑，圖2-23數(shù)字減影流程但影像中的血管影像會與其他各種組織結(jié)構(gòu)的影像重疊在一起，不利于判別。為此，設(shè)想了減影的方法，即在造影前和造影后對同一部位各進行一次攝影，然后將兩張圖片相應(yīng)部分的灰度相減。理論上，如果兩幀影像的拍攝條件完全相同，則處理后的影像將只剩下造影血管，其余組織結(jié)構(gòu)的影像將被全部消除。從原理上講，減影技術(shù)也可以用模擬方法來實現(xiàn)。但是減影處理要得到滿意的結(jié)果，還需要對影像做許多其他處理。模擬的方法復(fù)雜且不靈活，所以減影技術(shù)實際上只是在 數(shù)字計算機技術(shù)充分發(fā)展以后，才得到廣泛的應(yīng)用，它的優(yōu)越性才得以更好地發(fā)揮。
    １.數(shù)字減影原理
    在實際的數(shù)字Ｘ線成像系統(tǒng)結(jié)構(gòu)中，從攝像機輸出視頻信號，經(jīng)過Ａ/Ｄ轉(zhuǎn)換后，變成數(shù)字信號放置在幀存儲器中，圖2-23為數(shù)字減影處理的流程。 

    對Ｘ線機來說，脈沖影像方式如同以往的快速換片機連續(xù)攝影一樣，以每秒數(shù)幀的間隙，用Ｘ線脈沖曝光，同時，DSA系統(tǒng)在造影劑未流入造影部位血管前和造影劑逐漸擴散的過程中對Ｘ線影像進行采樣和減影，最后得到一系列的連續(xù)間隔的減影像。脈沖影像方式相對其他方式，對Ｘ線機的要求較低。對普通的中、大型Ｘ線機來說，只要具有連續(xù)脈沖曝光的功能，原則上都可以采用。因此，總體上說，這種方式適用于所有具有點片功能的Ｘ線機。另一方面，脈沖影像方式在Ｘ線曝光時，脈寬較大（通常對不同的Ｘ線機每次曝光的脈寬要求在100ｍs左右），X線劑量較大，所獲得的Ｘ線影像信噪比較高，在時間減影方法的各種方式中是減影效果較為理想的一種方式，也是采用較多、較普遍的一種方式。這種方式主要適用于腦血管、頸動脈、肝臟動脈、四肢動脈等活動較少的部位。采用脈沖影像方式進行數(shù)字減影，技術(shù)上必須解決的一個問題是：必須保證每次Ｘ線影像采 集時，前后各幀影像所接受到的Ｘ線劑量是穩(wěn)定的。解決這個問題，具體涉及到Ｘ線機高壓 發(fā)生的穩(wěn)定性、脈沖時序的穩(wěn)定性以及采樣時間的確定性及合理性。對于視頻信號是隔行 掃描制式的Ｘ線電視系統(tǒng)，這個問題尤其值得重視，必須設(shè)法解決好。
    ②超級脈沖影像方式  圖2-25所示為另一種逐幅成像減影方法，稱為超級脈沖影像方式（SPI）。 
 

圖2-25超級脈沖影像方式

    對Ｘ線機，曝光脈沖類似電影攝影脈沖，具有頻率高、脈寬窄的特點，在同Ｘ線電視匹配上，Ｘ線曝光脈沖必須同視頻場同步頻率保持一致，其曝光信號有效期應(yīng)該保持在場消隱期內(nèi)。因此對ＣＣＩＲ和ＲＳ１７０制式，曝光脈沖頻率分別應(yīng)為50Ｈｚ和60Ｈｚ，曝光脈沖寬度約在3或4ｍｓ的時間寬度范圍內(nèi)。這樣，即可以以實時視頻的速度，連續(xù)觀察Ｘ線數(shù)字影像或減影影像。在這種超級脈沖影像方式下，根據(jù)數(shù)字影像部分幀存儲器大小，分別可選擇25、12、8、6幀/s（對ＲＳ１７０制式３０、１５、１０、７幀/s）影像保存速率。超級脈沖影像方式的優(yōu)點是能適應(yīng)心臟、胸部大動脈、肺動脈等運動快的部位或器官，影像的運動模糊小，但對Ｘ線機的要求較高，它使Ｘ線管的熱負荷增大，需用大電流的大容量Ｘ線管以及極少延時的快速Ｘ線控制電路。一般用繼電器控制曝光的Ｘ線機不能適應(yīng)這種要求，無法達到小于毫秒級的脈寬精度控制，必須改用可控硅等其他脈沖控制方式。所以，超級脈沖影像方式一般只能用在具有高速Ｘ線電影功能、通常為心血管診斷專用的Ｘ線機上。 
 

圖2-26 連續(xù)影像方式
    ③連續(xù)影像方式  圖2-26所示為連續(xù)影像方式減影技術(shù)。
    從Ｘ線機角度看，連續(xù)影像方式很象Ｘ線連續(xù)透視方式，它在整個減影實施過程中，Ｘ線機保持連續(xù)發(fā)出Ｘ線的狀態(tài)。因此，這種方式往往給人以錯覺，以為只要Ｘ線機配有Ｘ線電視系統(tǒng)，即可在透視方式下進行減影。實際上，在我們通常的Ｘ線透視狀態(tài)中，除了在一些特殊的個別情況下，對一些基本無運動的部位，如腦血管、四肢動脈等，通過一些處理，能獲得效果尚可的減影影像外，基本上是不能得到有診斷價值的減影影像的。這是因為，在透視狀態(tài)下，Ｘ線管的電流強度僅２ ｍＡ左右，這么小的管電流，產(chǎn)生的Ｘ線散射較大，造成影像信噪比較低，即使通過增加造影劑濃度來調(diào)整血管部分黑化度，仍然不足以滿足ＤＳＡ的高信噪比原始影像的要求。因此，在實際使用中，對采用普通的、未經(jīng)調(diào)整的Ｘ線透視減影一般均持否定態(tài)度。這里介紹的連續(xù)影像方式真正的應(yīng)用條件，要求調(diào)整Ｘ線機，在減影采像期間，使用小焦點球管，管電流保持在１５ｍＡ左右，即比普通的透視方式下管電流增大約一個數(shù)量級。連續(xù)影像方式可用于活動較快部位，如心臟、胸部大動脈、肺動脈等。同超級脈沖影像方式下一樣，在連續(xù)影像方式下，能以電視視頻速度觀察到連續(xù)的血管造影過程或血管減影過程，也同樣應(yīng)根據(jù)數(shù)字影像幀存儲器容量選擇數(shù)字Ｘ線影像幀保存速度。④后處理方式  數(shù)字減影的后處理方式主要運用于離線減影和影像增強。一方面，可能由于血管造影時采集到的序列原始影像信噪比、影像質(zhì)量還希望進一步提高；另一方面，也可能在造影取像過程中病人產(chǎn)生了運動。因此，就提出了后處理的問題。后處理包括幾種情況：a.影像配準(zhǔn)。由于有時病人在造影劑流入血管過程中產(chǎn)生了不自覺的移動，因此常常給數(shù)字減影血管影像帶來一些麻煩。為了解決這一問題，通常在離線后處理中采用重選基像的方法，將基像作上下左右平移及微量旋轉(zhuǎn)，使基像和原像能達到較好的重合。這一部分工作，在數(shù)字影像處理中稱為影像配準(zhǔn)通常是在采完Ｘ線像后，在離線減影狀態(tài)下進行。b.減影像處理。為了達到理想的減影顯示效果，ＤＳＡ系統(tǒng)通常配置一些影像處理常用工具及方法，如影像邊緣增強、影像放大、影像光滑、影像取反等，供使用人員在需要時選用。c.時間減影法的補充。這種方法是對等時間間隔的序列影像，將相隔固定幀數(shù)的2幀影像進行減影處理，從而獲得一個序列的差值影像。
    這種方式相對于固定基像的減影方法，由于相減的 2幀影像在時間上相隔較小，因此能增強高頻部分的變化，降低由于病人活動造成的低頻影響，同時對于類似心臟等具有周期性活動的部位，適當(dāng)?shù)剡x擇影像間隔幀數(shù)，進行減影，能夠消除由于相位偏差造成的影像偽影的影響。
   （２）能量減影方法  能量減影也稱雙能減影、Ｋ緣減影。如圖2-27所示。 
 

圖2-27 K緣原理

    圖中有3條吸收系數(shù)隨Ｘ線能量而改變的曲線，分別為碘、骨組織和軟組織的吸收系數(shù)曲 線。所謂Ｋ緣是指碘在33kｅV能量水平時其射線吸收系數(shù)（衰減系數(shù)）顯示一銳利的鋸齒形不連續(xù)性。碘的這種衰減特征與碘原子在Ｋ層軌跡上的電子有關(guān)，若將一塊含骨、軟組織、空氣和微量碘的組織分別用略低于和略高于33kｅV的Ｘ線能量（分別為70kVp和120～130kVp）曝光，則后一幀影像比前一幀影像碘信號大約減少80％ ，骨信號大約減少40％，軟組織信號大約減少25％，氣體則在2個能級上均衰減很少。若將這2幀影像減影，彼此將有效地消除氣體影像，保留少量的軟組織影像及明顯的骨影像與碘信號。若減影前首先將130kVp狀態(tài)時采集的影像由一大約1,33的因數(shù)加權(quán)，則減影處理后可以很好地消除軟組織及氣體影像，僅遺留較少的骨信號及明顯的碘信號。
    能量減影法還可以用來把不同吸收系數(shù)的組織分開，例如把骨組織或軟組織從Ｘ線影像中除去，從而得到僅有軟組織或僅有骨組織的影像。
    從原理上講，能量減影方法不失為一種較好的數(shù)字減影方法，但在實際實施過程中，能量減 影技術(shù)對Ｘ線機的要求同普通常用的Ｘ線機有所區(qū)別。它要求Ｘ線管的電壓在2種能量之間進行高速切換，這同目前絕大部分的Ｘ線機設(shè)計不吻合，增加了儀器的復(fù)雜性。因此，能量減影技術(shù)目前只能在一些專門設(shè)計的Ｘ線機上實施，無法推廣到一般的Ｘ線機上。
    將能量減影技術(shù)同時間減影技術(shù)相結(jié)合，還產(chǎn)生了一種混合減影技術(shù)。前述能量的Ｋ緣減影，當(dāng)對注入造影劑以后的血管造影影像時，使用雙能量Ｋ緣減影，獲得的減影像中仍含有一部分骨組織信號，為了消除這部分骨組織，得到純粹含碘血管影像，可以在造影劑注入前先做1次雙能量Ｋ緣減影，獲得的是少部分的骨組織信號影像，將此影像同血管被注入造影劑后的雙能量Ｋ緣減影影像再作減影處理，即得到了完全的血管影像。這種技術(shù)就是混合減影技術(shù)。
    三、ＤＳＡ系統(tǒng)
    對數(shù)字減影血管造影系統(tǒng)來說，血管減影影像雖然提高了醫(yī)生觀察、診斷血管病變的效果，但從數(shù)字影像處理的角度來看，從原始造影影像到血管減影影像的過程，實際上是一個降低影像信噪比、放大影像噪聲的過程。并且這種減影影像的獲取打破了常規(guī)每一幅Ｘ線影像僅僅同該影像形成時刻的Ｘ線條件有關(guān)的單獨時間條件，ＤＳＡ減影影像不僅同減影原像時刻的Ｘ線條件有關(guān)，而且還同減影基像獲取時刻的Ｘ線條件有關(guān)。因此，ＤＳＡ系統(tǒng)從一開始，就已經(jīng)決定了它對Ｘ線機比以往普通Ｘ線影像診斷儀器有更多更高的質(zhì)量要求。具體來說，它對數(shù)字Ｘ線影像信號獲取的整個成像鏈中各個環(huán)節(jié)都有質(zhì)量要求，對造影序列影像的獲得有時間軸上的Ｘ線穩(wěn)定性要求，對數(shù)字影像處理系統(tǒng)又有快速、實時、高精度、高對比度的要求。所有這些構(gòu)成了ＤＳＡ系統(tǒng)的整體水平要求。在國際上，一些大型醫(yī)療儀器公司對ＤＳＡ系統(tǒng)進行系統(tǒng)的一體化設(shè)計、生產(chǎn)，即從Ｘ線機到Ｘ線電視到數(shù)字影像系統(tǒng)都由同一公司提供，并且所提供儀器的各部分之間是預(yù)先經(jīng)過統(tǒng)一規(guī)劃和設(shè)計考慮的。
    圖2-28所示，為一種實際的ＤＳＡ系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖。其包括X線機、影像檢測、影像處理、接口、外設(shè)和軟件等幾個部分。 
 

圖2-28 DSA系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖

    1、射線質(zhì)量穩(wěn)定的Ｘ線機部分
    ＤＳＡ同普通的ＤＦ不同。ＤＦ僅僅要求能實現(xiàn)數(shù)字Ｘ線熒光成像； 所以，原 則上講，只要能將Ｘ線影像數(shù)字化，并且保證這種數(shù)字化影像的每一單幀都有較好的清晰度和對比度，那么作為ＤＦ，它的功能和要求就已滿足。但是，ＤＳＡ則不同，它不僅要滿足ＤＦ的普通要求，它還要取得較好質(zhì)量的血管減影影像。僅此一點，就造成了ＤＳＡ系統(tǒng)的一系列特殊要求。ＤＳＡ系統(tǒng)對Ｘ線機射線源的要求是兩方面的。首先，對于最常采用的脈沖影像采樣方式，它要求Ｘ線球管能夠承受 連續(xù)多次脈沖曝光的負荷量。從這一點出發(fā)，應(yīng)選擇至少500ｍＡ，能進行快速換片脈沖曝光的Ｘ線機。 其次，ＤＳＡ要求Ｘ線射線源發(fā)射能量必須是穩(wěn)定的。目前500ｍＡ以上Ｘ線機基本上有3種類型的高壓整流電路，一種是單相橋式整流電路，其整流后加到Ｘ線管兩端的高壓波形如圖2-29所示； 
 

圖2-29 單相全波整流輸出波形
另一種是三相十二波橋式整流（也有三相六 波橋式整流的），其加到Ｘ線管兩端的高壓波形如圖2-30所示。最后一種是利用中頻機技術(shù)得到的整流波形，其加到Ｘ線管兩端的高壓是穩(wěn)定的直流高壓。從這些加到Ｘ線管兩端的高壓波形，可以想象：不同的Ｘ線機發(fā)出射線的穩(wěn)定性是大不相同的，而這種穩(wěn)定性直接影響到不同時刻被采集到的序列Ｘ線影像強度的穩(wěn)定性。 
 

圖2-30 三相十二波整流輸出波形

    2.Ｘ線成像經(jīng)視頻信號到數(shù)字信號的影像檢測器部分
    如何在已有的儀器硬件條件下提高所獲取影像的信噪比是ＤＳＡ系統(tǒng)的一個重大問題。一些著名的醫(yī)療儀器生產(chǎn)公司為了提高ＤＳＡ的血管減影影像質(zhì)量，提高整個系統(tǒng)的信噪比，對數(shù)字Ｘ線影像成像鏈的每一部分都加以研究，并不斷推出新產(chǎn)品以進行改進和提高。比如：采用高解像力的金屬纖維影像增強器和高清晰度電視制式等。為了獲得高質(zhì)量的影像可以有2種技術(shù)方法：
    ⑴適當(dāng)?shù)靥岣呱渚€劑量  根據(jù)對血管造影影像的研究，影像信噪比的平方同Ｘ線的射線劑量成正比。在數(shù)字Ｘ線影像成像鏈中，第一環(huán)節(jié)是影像增強器，其光強信號的增強效率在103～104的數(shù)量級上，故通常形成透視Ｘ線視頻影像時，所需的Ｘ線劑量水平很低，Ｘ線球管電流僅在1～2ｍＡ左右。因此為了提高血管減影影像效果，有很大的增加射線劑量的余地，來提高所采集到的原始影像的信噪比。
    (2)光闌控制與光通量調(diào)整  在圖2-31所示的實際的ＤＳＡ Ｘ線成像系統(tǒng)結(jié)構(gòu)鏈圖中， 
 

圖2-31 實際數(shù)字X線成像系統(tǒng)
射線通過人體到達影像增強器后，通過影像增強，成像在影像增強器的另一端��輸出熒光屏上，再經(jīng)過光學(xué)系統(tǒng)，到達攝像機并形成視頻信號，圖2-32影像增強器對輸入劑量的響應(yīng)輸出給后級。在Ｘ線電視系統(tǒng)中，影像增強器必須承受從透視到脈沖曝光的不同Ｘ線劑量條件，圖2-32所示為影像增強器對輸入曝光劑量的響應(yīng)。 
 

圖2-32 影象增強器對輸入劑量的響應(yīng)

    圖中可見，影像增強器的動態(tài)范圍很大，它能輸出較弱的影像和很亮的影像，且不同的曝光劑量下都能輸出有良好對比度的增強的影像。但跟在后面的電視攝像機不是這樣，當(dāng)光線水平太低時，會使產(chǎn)生的視頻影像噪聲過大；反之，當(dāng)光線水平太高時，則出現(xiàn)飽和現(xiàn)象，影像全部變亮。因此，Ｘ線電視的動態(tài)范圍響應(yīng)主要依靠影像增強器和攝像機之間光學(xué)結(jié)構(gòu)中的一個光闌來控制和調(diào)節(jié)，如圖2-33所示。 
 

 

圖2-33

    當(dāng)影像增強器輸出的光線很弱時，光闌打開，電視攝像機接受全部來自影像增強器的成像信息；反之，當(dāng)影像增強器輸出光線很強時，光闌將關(guān)閉到很小，電視攝像機僅接受從光闌的中心小孔中照射過來的光強信息。因此，光闌中心孔徑大小的調(diào)整能使Ｘ線電視對不同Ｘ線強度曝光信息進行成像。
    對ＤＳＡ系統(tǒng)Ｘ線影像成像鏈來說，上述光闌的作用并不僅局限于調(diào)整光通量，平衡電視攝像機的照度水平。它還屏蔽一些產(chǎn)生影像噪聲的折射和散射光線。因為無論是影像增強器的熒光屏，還是光學(xué)系統(tǒng)中的透鏡，它們都會或多或少地形成一些折射和散射的光線，這些光線當(dāng)光闌的孔徑開大時，必然傳遞到電視攝像機的靶面上，從而變成噪聲，對影像產(chǎn)生干擾，降低影像信噪比。而當(dāng)光闌關(guān)小時中心小孔上通過的將是很少帶有這種干擾的成像光線信息。這就類似于通常使用照相機拍照時，當(dāng)光圈關(guān)小時，照片的清晰度就增加，景深增大。因此，當(dāng)光闌關(guān)小時，應(yīng)能有效地增加Ｘ線影像的清晰度，提高影像的信噪比。
    綜合提高Ｘ線射線劑量、縮小光闌通光孔徑這兩點，可以看到，兩者間本身是統(tǒng)一的。因為提高了射線劑量，影像增強器輸出光強就加大，因此必須縮小光闌來保護電視攝像機不出現(xiàn)影像信號飽和現(xiàn)象，而這樣做的同時又起到增加清晰度，提高信噪比的作用。所以這一做法，對于在一定的硬件設(shè)備條件下提高Ｘ線影像成像質(zhì)量具有非常重要的意義。
    3. 計算機數(shù)字影像處理器部分該系統(tǒng)的優(yōu)劣將影響下面幾個方面 。
   (1)影像精細度與對比度  用數(shù)字影像的語言來說，就是影像的空間分辨率及影像的灰階數(shù)量。對同一制式的視頻影像，采樣所得的點陣數(shù)目越大，影像細節(jié)的分辨率就越高，用一個指標(biāo)來表示，就是影像的采樣頻率。影像的灰階數(shù)量指標(biāo)通常表示Ａ/Ｄ位數(shù)。
   (2)一次采樣幀數(shù)  主要取決于影像幀存儲器容量，影像幀存儲器越大，一次采樣能存儲下來的幀數(shù)就越多。
   (3)運算處理速度  能否進行實時減影；如果影像作后處理，是否需費時等待；同時還應(yīng)該包括影像的存儲和調(diào)出是否費時，是否影響醫(yī)生的臨床診斷工作效率。
   (4)影像顯示能力  能否很快、很方便地進行各種顯示，包括增強、放大、翻轉(zhuǎn)等。 
 

圖2-34 數(shù)字影象的結(jié)構(gòu)框圖

    圖中查找表是一種實時的數(shù)字變換功能模塊，如輸入查找表可用于作輸入影像的對數(shù)變換，輸出查找表可以作實時的影像增強變換、指數(shù)變換、影像取反顯示變換等。幀存儲器與計算機之間的數(shù)據(jù)通路決定著影像后處理的速度，有些數(shù)字影像硬件本身帶有圖形、影像處理器，一般不需要同計算機發(fā)生頻繁的處理關(guān)系。圖中ＡＬＵ是一種實時邏輯運算處理器，可用于影像加、減及邏輯運算，是ＤＳＡ實時減影方式的一個關(guān)鍵部件，數(shù)字影像硬件部分中是否含有ＡＬＵ決定著該系統(tǒng)能否作實時減影。所謂實時影像處理，是指處理的速度同視頻信號刷新速度同步，即在影像顯示上沒有任何延時。
    4.計算機及外設(shè)的控制接口部分
    以信號互聯(lián)的方式，把系統(tǒng)的各個部分有機地結(jié)合在一起，使系統(tǒng)在實施血管減影的時候，能確保各個部分都處于正確的狀態(tài)，并能準(zhǔn)確地按規(guī)定要求實現(xiàn)時序控制下的各項動作。
    5.影像顯示、存儲、拷貝等外設(shè)部分
  由于影像信息量大，逐步發(fā)展到大容量的外部存儲設(shè)備，如磁光盤、數(shù)字磁帶等，或者通過直接聯(lián)機的激光成像機，將影像輸出在激光膠片上。
    6.軟件
  高質(zhì)量的ＤＳＡ硬件設(shè)備，應(yīng)同時有一套完備的ＤＳＡ系統(tǒng)軟件。計算機同其他電氣設(shè)備、模擬電子設(shè)備的區(qū)別在于：它必須用人的智慧去控制，通過編程使其能完成指定的任務(wù)。在理想的ＤＳＡ硬件設(shè)備基礎(chǔ)上，如果沒有相匹配的軟件，數(shù)字減影功能仍無法實現(xiàn)；如果軟件系統(tǒng)設(shè)計得不好，硬件的優(yōu)點同樣無法充分發(fā)揮。
    由于各生產(chǎn)廠家設(shè)計的硬件不同，接口交互較多，編程方式各異，因而，軟件也不同。但總體來講，軟件設(shè)計必須能夠?qū)崿F(xiàn)ＤＳＡ功能的各種減影操作方式，處理和顯示好血管減影影像，做好所采集的Ｘ線造影影像的管理，控制好計算機數(shù)字影像處理硬件同所聯(lián)接的各種設(shè)備的關(guān)系。主要包括的功能模塊有：
    (1)采樣模塊  包括各種實時采樣方式和減影方式、透視監(jiān)示和引導(dǎo)監(jiān)示等 ；
    (2)回放模塊  包括不同顯示方式下的自動回放和手動回放、原像回放和減影像回放等；  (3)管理模塊  包括病人信息記錄登記、修改、影像存取等；
    (4)處理模塊  各種處理方法，主要作用是把減影結(jié)果影像和原始影像處理得視覺效果更好；
    (5)其他模塊  包括機器系統(tǒng)狀態(tài)調(diào)整、數(shù)據(jù)開放接口、工具軟件等。
    作為一個完備的軟件，ＤＳＡ軟件系統(tǒng)在總體規(guī)劃和設(shè)計上，必須處理好各功能模塊與計算機影像處理硬件系統(tǒng)狀態(tài)的關(guān)系，影像載體（幀存儲器、硬盤）與影像病例管理、顯示方式的關(guān)系，影像陣列大小與操作運行方式的關(guān)系，影像內(nèi)容與影像處理的關(guān)系等；以保證軟件系統(tǒng)本身的協(xié)調(diào)一致性。使之在影像的采集、存儲、顯示、分析、處理等各個環(huán)節(jié)上不產(chǎn)生沖突、錯誤、對立和不兼容等矛盾。ＤＳＡ數(shù)字影像軟件系統(tǒng)的設(shè)計，還必須充分注意到軟件的操作使用者是醫(yī)院的醫(yī)務(wù)工作者，是醫(yī)生和技師，而不是計算機工作者和影像處理研究人員；因此，不能把計算機和影像處理中的一些不直觀的、較深的概念保留在提示用戶的操作界面上，而應(yīng)改換成簡單易懂的容易被醫(yī)務(wù)人員接受的概念，同時注意采用被醫(yī)學(xué)界接受的國內(nèi)外普遍采用的名稱和術(shù)語。
    此外，ＰＡＣＳ系統(tǒng)（影像存檔和通訊系統(tǒng)）隨著各種技術(shù)的逐步成熟，目前已經(jīng)開始受到許多醫(yī)院的重視。因此，ＤＳＡ系統(tǒng)為了適應(yīng)這一發(fā)展趨勢在系統(tǒng)的通訊能力上設(shè)計開放接口，以實現(xiàn)對各種影像數(shù)據(jù)網(wǎng)絡(luò)的對接功能。
    近10來，伴隨著計算機技術(shù)的飛速發(fā)展，各公司的ＤＳＡ系統(tǒng)產(chǎn)品也在不斷地改進與提高，最新型號產(chǎn)品的周期越來越短，被采用的高新技術(shù)成分也越來越多，但總的技術(shù)原理和技術(shù)思想沒變?？偟陌l(fā)展趨勢是，影像質(zhì)量更高、更清晰，功能更強，速度更快。