医用X射线影像设备（精选10篇）
医用X射线影像设备 篇1
随着医疗技术和水平的不断进步, 影像技术在临床诊断中发挥的作用越来越大, 已经成为了疾病治疗过程中不可或缺的一部分。但是从当前的情况来看, 影像技术容易受各种因素的影响, 导致影像质量差、患者受照剂量大等情况[1], 这不仅影响了诊断效果, 还对医生和患者的健康造成了危害。因此, 需要加强对医用X射线诊断设备影像质量控制的检测, 以发现问题并予以解决。该次研究对该地区的医用X射线拍片机65台、医用透视机30台进行了检测, 具体过程如下。
1 仪器和方法
1.1 检测仪器
以该地区60家医疗机构于2015年1~12月间使用的90台常规医用X射线诊断设备为研究对象, 其中医用X射线拍片机65台, 医用透视机30台。60家医疗机构中公立医疗机构48所, 民营医疗机构12所。医疗机构的分布有一定的代表性。
1.2 检测方法
该次检测的项目包括医用X射线拍片机和医用透视机影响质量控制状态。X射线拍片机的检测指标为:曝光时间、峰值电压、过滤、输出量线性、输出量重复性、有用线束半值层;有用线束垂直度、光野与照射野一致性;受检者体表空气比释动能率。透视机的检测指标包括透视荧光空间分辨率、透视荧光屏的灵敏度、受检者体表空气比释动能率、低对比度测试卡分辨力、影响增强器屏前空气比释动能率及影像增强器系统亮度自动控制。
1.3 检测和评价标准
该次检测均依照《医用X射线诊断卫生防护标准》《医用X射线诊断影像质量保证的一般要求》《医用X射线诊断卫生防护监测规范》《电离辐射防护与辐射源安全基本标准》《医用X射线诊断设备影像质量控制检测规范》《计算机X射线摄影 (CR) 质量控制检测规范》进行。[2]
1.4 质量控制措施
(1) 样本抽取的代表性。该次研究采取分层随机抽样的方法选取样本, 考虑到了经济发展水平、医疗机构的类型及放射诊断业务范畴等因素的影响, 确保选取的医疗机构与X射线诊断设备具有代表性, 并客观反映了该地区放射诊断设备的质量控制水平。
(2) 设备。该次研究中所使用的医用X射线诊断设备均为医疗机构中正常使用的设备, 经过了国家法定计量部分的检定和校准, 其运行状态正常, 且处于有效使用期限内, 功能完好, 未出现过严重的设备故障问题。
(3) 检测人员。参与该次研究的检验人员均接受了专业的技术培训, 并于检测前达到了专业的操作水平, 检测过程中, 均严格按照技术规范和标准进行操作, 检测现场的条件符合专业要求, 无其他影响因素。
(4) 数据处理。该次研究中相关的技术资料均使用均数加减标准差 (±s) 的形式进行表示, 所得计量资料采用t检验, 计数资料采用2检验, 当P<0.05时, 所得数据的差异有统计学意义。
2 结果
2.1 不同类别医疗机构的检测结果
该次研究中, 公立医疗机构共48所, 检测设备70台, 其中, 1级公立医院检测台数为18台, 合格率为61.11% (11/18) , 2级公立医院检测17台, 合格率为55.56% (10/18) , 3级公立医院检测24台, 合格率为58.33% (14/24) , 门诊部检测11台, 合格率为45.46% (5/11) 。民营医疗机构共12所, 检测设备20台, 其中民营医院检测15台, 合格率为26.67% (4/15) , 门诊部检测5台, 合格率为20% (1/5) 。结果显示, 公立医疗机构的医用X射线诊断设备检测合格率在45.46%~61.11%之间, 民营医疗机构的检测合格率在20%~26.67%之间, 两组差异有统计学意义 (P<0.05) 。
2.2 不同来源机型检测结果
该次检测的设备中, 国产机有51台, 包括深圳安健、蓝韵、上海医疗、万东、中科美伦等品牌。进口机39台, 包括飞利浦、德国西门子、加拿大IDC、德国影美科恩、意大利JMD、东芝、岛津、日立等品牌。经检测, 国产机的合格率为49.28%, 进口机的合格率52.37%, 两组数据差异无统计学意义 (P>0.05) 。
2.3 各个项目检测结果
该次研究对65台医用X射线拍片机和30台医用X射线透视机的影像质量控制进行了检测, 从所得表1、表2可以看出, 拍片机的检测单项合格率在76.92%~93.85%之间, 透视机的检测单项合格率在42.86%~86.67%之间, 拍片机的合格率要高于透视机, 两组差异有统计学意义 (P<0.05) 。
3 讨论
按照规定, 放射诊疗设备在安装、应用、维修、零件更换时, 需经过省级以上卫生行政部门资质认证的检测机构的检测, 确认合格后才能继续使用。医疗机构应于每年或者每季的固定时间对医用X射线诊断设备进行状态检查、保养和维修, 确保设备功能的稳定性, 避免其对临床诊断结果产生不利影响。影像设备的质量是医生确定患者病情状况的重要工具, 它决定了治疗方案的科学水平, 对患者的治疗过程有着直接的影响, 因此, 加强对影像设备的检查是至关重要的。
该次调查结果显示, 该地区医疗结构放射诊断设备质量控制检测合格率在20%~61.11%之间, 检测单项合格率在42.86%~93.85%之间, 与山东省、广西省的检查结果相一致, 但低于北京市、广东省和浙江省等省份[3]。从所得结果来看, X射线拍片机的峰值电压单项检测合格率较高, 达到了93.85%, 光野与照射野一致性的单项检测合格率较低, 仅为76.92%, 这种情况主要是与放射工作人员未能按照要求控制光野有关, 部分工作人员为了达到较好的扫描效果, 通常会增加照射量, 使受检者受到了不必要的照射, 这种情况容易引发安全事故, 不利于患者的身体健康, 因此应当在今后的应用过程中多加注意。透视机中, 低对比度测试卡分辨力的单项检测合格率最高, 达到了86.67%, 影像增强器屏前空气比释动能率最低, 为42.86%, 这种现象可能与放射人员操作不规范有关。从医院类型来看, 公立医院的检测合格率要明显高于民营医院, 造成这种现象的原因在于民营医疗结构规模小, 实力弱, 对放射诊断设备的重视程度不足, 投入的资金数量较少, 没有按照规定进行及时的保养和维修, 导致医用X射线诊断设备性能相对不稳定, 使用寿命受到影响。另外, 从机型类型来看, 国产机和进口机在检测合格率上差异并不大, 造成这种现象的原因主要有两方面, 一方面, 部分进口机以次充好, 所用零件的质量不高, 另一方面, 设备安装人员对进口机不熟悉, 安装和调试上出现了问题, 导致使用效果不佳。该次研究所得的结果基本与其他研究资料的结果相一致[4,5]。
综上所述, 该地区的医用X射线诊断设备影像质量控制情况良好, 但与发达省份之间还存在着一定的差距, 尤其是在光野与照射野一致性、影像增强器屏前空气比释动能率等薄弱环节上差距较大, 还需要进一步规范和注意。总的来说, 为了保证医用X射线诊断设备的影像质量, 医疗机构需要派专门的技术人员, 对设备进行全方位的检测与维护, 保证设备的使用状态及稳定性符合临床应用要求, 尤其是民营机构, 应该提高对X射线诊断设备的重视程度, 及时更换陈旧的设备和零部件, 加强资金投入, 保证诊断结果的准确性。设备操作人员应提高自身的业务水平, 加强学习, 严格按照规定进行操作, 掌握先进的技术和理念, 及时发现设备可能存在的问题, 避免影响临床诊断结果, 为疾病的治疗提供科学依据。
摘要：目的 探讨和分析医用X射线诊断设备影像质量控制检测的结果, 为临床诊断工作提供科学依据。方法 对该地区于2015年112月间使用的医用X射线拍片机、透视机的主要性能指标开展状态检测和评价。结果 对95台X射线设备影像质量控制进行检测, 其中医用X射线拍片机65台, 医用透视机30台, 公立医疗机构的医用X射线诊断设备检测合格率在45.46%61.11%之间, 民营医疗机构的检测合格率在20%26.67%之间, 二者之间的差异有统计学意义 (P<0.05) 。拍片机的检测单项合格率在76.92%93.85%之间, 透视机检测单项合格率在42.86%86.67%之间, 拍片机影像质量检测合格率较透视机高, 两组差异有统计学意义 (P<0.05) 。结论 从该次检测结果来看, X射线诊断设备影像质量控制情况良好, 但还存在着一定的不足之处, 需要做进一步的改进。
关键词：医用X射线诊断设备,影像质量控制,检测,应用价值
参考文献
[1]周建.关于常规医用X射线诊断设备影像质量控制检测结果的分析[J].医疗装备, 2015, 9 (6) :16-17.
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医用X射线影像设备 篇2
某医院医用X射线诊断受检者的防护对策
摘要：目的 探讨我院医用X射线诊断受检者的防护对策效果.方法 用回顾调查研究的方法对我院医用X射线诊断受检者开展放射防护对策前后效果进行统计分析对比.结果 未开展医用X射线诊断受检者防护对策的1991年其透视与摄片人次数基本一致.开展防护对策后摄片人次数逐年增多,而透视人次数逐年下降.16岁以下儿童的`X射线检查人次数明显下降,在尿路、胆道诊断中,正以B超代替X射线进行检查.结论 开展放射防护对策后取得了良好的效果,减少了受检者的受照剂量,保障了受检者的安全与健康,今后应继续完善和巩固受检者的防护措施.作 者：王芳 扬帆 龙剑 作者单位：抚州市第一人民医院,江西,抚州,344000期 刊：中国辐射卫生 PKU Journal：CHINESE JOURNAL OF RADIOLOGICAL HEALTH年，卷(期)：,17(1)分类号：X591关键词：X射线 剂量 防护
医用X射线影像设备 篇3
【关键字】数字化X射线影像；成像质量；X射线摄影条件
【中国分类号】R814.4【文献标识码】A【文章编号】1044-5511（2011）11-0018-01
数字化X线成像（digital radiografhy,DR）是将X线摄影装置或透视装置同计算机相结合，使X线信息由模拟信息转化为数字信息，形成数字化图像的成像技术［1］。数字化X线成像（DR）可分为计算机X成像（computed radiografhy, CR）、数字X线荧光成像（digital fluorograghy,DF）和平板探测器（flat panel detectors）数字X线成像这三种。目前基于平板探测器的DR系统具有更高的量子检出效率(DQE)［2］。也就是说，对于平板探测器而言，计算机X成像（CR）具有更高的成像质量。对X射线摄像影像技术也有着重要的作用。
1.方法
1.1X线摄影设备:在计算机X成像（CR）与平板探测器成像系统的对比试验的过程中，整个过程所使用的成像系统仪器均采用飞利浦CR进口X线机。所使用的飞利浦CR进口X线机的主要参数为：像素矩阵为2560×3072，探测器有效面积为35cm×53cm，图像显示器象素矩阵为2560×2048，像素单元尺寸为13μm，焦点-探测器距离为180cm，X射线管焦尺寸为0.5mm，管电压为120kVp。平板探测器（flat panel detectors）的主要参数为：像素矩阵为3121×3121，探测器有效面积为43cm×43cm，图像显示器象素矩阵为2560×2048，像素单元尺寸为13μm，焦点-探测器距离为180cm，X射线管焦尺寸为0.5mm，管电压为120kVp。以上所有的参数如表1。
表1 所使用X线摄影设备成像参数
1.2摄影体模:摄影体模采用5cm厚的CDRAD2.0对比度-细体模，采用模拟胸部X线摄影，根据摄影系统X线发生器与X线管构造的不同，X射线剂量条件也不同。可以根据CDRAD2.0对比度-细体模的试验实际所测量出来的曝光剂量作为判断的依据。
1.3 图像质量对比的标准与评价:计算机X成像（CR）与平板探测器成像系统的成像质量分别运用计算影像质量表征因子（IQF）进行对比分析，根据ANOVA所具有的检测能力，由计算影像质量表征因子（IQF）为摄影影像的质量作为影像质量的判断标准，从而根据这个标准，对计算机X成像（CR）与平板探测器成像系统的成像质量进行对比分析。
1.4 统计学处理:对所有记录的数据均采用SPSS13.0统计学软件进行处理。
2. 结果
通过对3位观察者的高分辨率的摄影影像，对计算机X成像（CR）与平板探测器成像系统的不同辐射剂量在CDRAD2.0对比度-细体模影像进行对比观察，根据记录所得的出的计算影像质量表征因子（IQF）值，统计结果见表2。
表2 3位观察者在计算机X成像（CR）与平板探测器成像系统影像所得出的IQF值
注：A为23.7μGy；B为47.4μGy；C为94.8μGy；D为112.7μGy；E为256.4μGy；a为使用计算机X成像（CR）成像系统，b为使用平板探测器成像系统。
上述所有数据均通过SPSS13.0统计学软件进行处理。数据表明在不同成像剂量条件下，计算机X成像（CR）与平板探测器影像的IQF值具有显著的差别。当曝光剂量在低剂量的情况下时，计算机X成像（CR）比平板探测器具有更低的IQF，P<0.05，差别有统计学意义。然而随着曝光剂量的增加，计算影像质量表征因子（IQF）也会逐渐减少。计算机X成像（CR）成像质量更优于平板探测器的成像质量。
3. 讨论
数字化X线成像是将X线摄影装置或透视装着同计算机相结合，使形成影像的X线信息由模拟信息转化为数字信息，形成数字化图像的成像技术。数字化X射线摄影是X射线摄影技术的发展趋势，广义的数字化X射线摄影技术包含了基于平板探测器的数字化X射线摄影技术和基于影像板的X线摄影技术［3］。本文在计算机X成像（CR）与平板探测器影像系统中，通过CDRAD2.0对比度-细体模影像观察，在X射线摄影过程中，根据所使用的仪器的不同的参数变化，对计算影像质量表征因子（IQF）也会产生不一样的效果，从而，对X射线的摄影影像的质量也受到不同的影响。根据上述的数据显示，说明了随着曝光剂量的增加，计算影像质量表征因子（IQF）也会逐渐减少，也就是说，当曝光剂量在低剂量的情况下时，计算机X成像（CR）比平板探测器具有更低的计算影像质量表征因子（IQF），也就说明计算机X成像（CR）成像质量更优于平板探测器的成像质量。试验结果证明了在不同的成像的剂量条件下，X射线影像检验技术成像质量也不相同。为此，在今后运用X射线摄影影像仪器的过程中，要根据不同的需求来选择不同的设备，从而使得X射线仪器在医学诊断的过程中发挥其最大的作用，提高医疗资源的有效利用率。
参考文献
［1］苗来生.诊断学 第六版.人民卫生出版社，2009,6:273.
［2］Hakan G.Image quality vs radiation does for a flat-panel amorphous silicon detectoe:a fhantom study.Eur Radiol,2008,11:1704-1709.
解析医用X射线设备中的接地 篇4
关键词：GB 9706.1,接地,医用X射线设备,电击危险
1 接地
医疗是社会现代化发展普遍关注的焦点内容, 解决传统医疗缺陷关系着社会改革发展的进程, 并且对我国公民社会生活提升有很大的帮助。新时期国家重点投资医疗设施改造, 将国内外先进医疗设备应用于医院临床救治, 从而提高了疾病诊断与治疗的效率。X射线设备是临床应用比较多见的设备之一, 其采用X线作为检测诊断依据, 帮助医生判断患者具体的病情状况。对于X射线设备来说, 接地是其结构组成中不可缺少的一部分, 利用接地可以调整设备传统调控性能的不足, 节约了大量设备运行产生的能耗问题。从专业角度分析, 接地是用于保护设备的一种连接线路, 可以严格防范触电事故的发生。
1.1 保护接地
随着临床医疗科学技术的快速发展, 多种高端医疗设备在临床诊治中得到普及应用, 这就要求医院做好各项设备的自动化控制, 确保设备在临床使用中发挥出预期的治疗价值。医用X射线设备涉及到多种类别, 广泛应用于各类疾病的诊断与观察, 大大降低了医生临床诊断的难度。为了保证X射线设备使用中不受到外界因素的干扰, 对其设定保护接地线路是不可缺少的, 这是电气设备接地最为常用的接地方式。X射线设备保护接地是用于用电事故防范的线路形式, 当医用设备电气装备受到外界因素干扰之后, 通过保护接地可以将多余电荷导入地下, 避免人工接触后造成的电击事故。同时, 当X射线设备处于高强度电流作业条件下时, 利用保护接地也能实现设备功能的安全化处理, 提升了X射线设备临床操盘者的可调度性。比如, 自然雷击对电气设备具有很强的破坏性, X射线设备极易受到高强度电流值影响而发生烧坏事故, 威胁到了人员及设备的安全性。
1.2 功能接地
每种医疗设备都要有其相对应的使用功能, 这样才能发挥出X射线设备在临床中的利用价值, 功能接地是X射线设备里比较实用的接地, 可根据设备工作状态做出相应的调整工作。从实际应用情况看, X射线设备采用功能接地是为了实现设备的最优化保护, 对线路连接中某个接点提供保护依据, 降低了设备在高荷载条件下的工作难度。由于X射线设备存在其本身的特殊性, 若单一使用其他接地完成处理, 必然会引起各种内控元件的失调性, 进而干扰到电气系统控制的工作效率。X射线设备利用功能接地, 重点在于解决设备变频调度中的问题, 防止电气设备遭受外界条件的干扰或破坏, 实现了设备功能的最优化升级。
1.3 电位均衡
电源是X射线设备正常运转的前提条件, 也是所有电气设备正常工作的基本要求。但是, 医用电气设备电位有严格的规定, 无论是单一电气或组合电气, 其都必须在有效电位条件下完成操作, 这样才能实现X射线设备功能的最优化。电位均衡是医用X射线设备必须要注重的标准之一, 否则电位失衡容易引起漏电事故, 给设备及人员造成诸多的危害。
2 医用X射线设备的接地防护要求
2.1 保护接地
2.1.1 保护接地端子
X射线设备选定保护接地方案时, 要充分考虑设备与接地之间的内在关联, 保证接地端子使用功能与整台设备操作相互一致, 这样才能提高医用设备的综合性能。保护接地端子使用期间, 要采取相应的接地防护措施, 重点控制X射线设备扩散造成的不利影响。
2.1.2 保护接地连接
由于医疗技术水平提升, 临床对X射线设备保护接地连接的要求越来越高, 选用保护接地必须按照预定的流程执行。具体要求包括: (1) 选用保护接地要根据电气行业标准, 在保护接地导线选用上, 应当符合绿黄色标准, 以方便操作人员的识别。 (2) X射线设备金属构件要和接地功能相互协调, 保证接地装备达到预定的设置要求, 才能使用接地完成各项操作, 这同样要依靠保护接地导线的绿/黄色进行识别。 (3) 操作人员必须要熟知X射线设备各项接地的应用要求, 做好接地功能装备的综合调度工作, 对各接地线路执行最优化变频, 防止电压接触造成的电击事故。
2.1.3 保护接地阻抗
医用X射线设备保护接地的连续性和连接牢靠等可以用结构检查来实现, 但由于医用X射线设备是由多部件组成的, 那么保护接地的电气连接良好性必须使用电流来检验, 即保护接地阻抗。
2.2 功能接地
2.2.1 功能接地端子
医用X射线设备中功能接地端子的主要作用包括屏蔽接地、滤波接地、噪声和干扰抑制和逻辑接地等。
2.2.2 功能接地连接
对医用X射线设备的功能接地连接的要求有: (1) 如果带有隔离的内部屏蔽的Ⅱ类设备, 采用三根导线的电源软电线供电, 则第三根导线 (与网电源插头的保护接地连接点相连) 应只能作内部屏蔽的功能接地, 且应是绿/黄色的。 (2) 上述要求外的功能接地连接导线不能是绿/黄色的。
2.3 电位均衡
2.3.1 电位均衡端子
对医用X射线设备的电位均衡端子的要求有: (1) 设备的电位均衡端子应标以规定的符号 (见GB 9706.1-2007附录D中表D.1的符号9) [1], 并在随机文件中加以说明。 (2) 设备的电位均衡端子应容易接触到。
2.3.2 电位均衡连接
对医用X射线设备的电位均衡连接的要求有: (1) 设备的电位均衡导线应用绿/黄色绝缘作识别。 (2) 设备的电位均衡导线在正常使用中能防止意外断开。 (3) 设备的电位均衡导线不使用工具即可拆下。 (4) 设备的电位均衡导线不应包含在电源软电线中。
3 医用X射线设备使用环境的接地装置
医用X射线设备是在医疗机构使用的设备, 由于其产生X射线的特殊性, 对其正常使用环境中的防护室、控制室、电网电源及接地装置等都有专门的要求。
3.1 接地装置
接地装置包括接地电极和接地干线两部分。接地电极是指直接埋入地中并与大地接触的导体或几个导体的组合。它由铜板、钢管、圆钢或自来水管等制成。若用铜板制作, 其面积应>0.25 m2, 厚度>3 mm;由钢管、圆钢制作时, 其直径应>50 mm, 长度>2 m。接地干线是连接接地电极与防护室或控制室配电箱间的导体。接地干线可用截面积不小于16 mm2的铜线并与接地电极焊接牢固, 焊接面积应>10 cm2[2]。
3.2 接地电极的埋设
接地电极应埋设在建筑物3 m以外, 其深度应>2 m。埋设方法分水平和垂直两种。水平埋设是将接地电极放置在深度>2 m的坑中, 将接地干线与接地电极焊接, 埋好即可;垂直埋设可先在地下挖深为1 m的地沟, 然后将电极打入地下, 上端高出沟底10~30 cm, 用于焊接接地干线, 最后用土埋实[2]。
4 总结
随着我国医疗科技水平的不断提升, 许多先进的医疗设备得到普及应用, 掌握X射线设备结构性能是很有必要的。作为临床比较常见的设备, X射线设备采用多种接地作为保护装置, 降低了设备使用阶段事故的发生率, 维持了人员与设备的安全性。同时, 医院选用这类设备要做好功能防护作用, 从多个角度控制X射线设备的功能特性, 这样才能全面提升X射线设备的利用价值。
参考文献
[1]GB9706.1-2007.医用电气设备第1部分:安全通用要求[S].2007.
X射线设备使用和管理规定 篇5
一 目的加强对x射线装置的使用管理防止人员和设备的意外伤害
二 范围
适用于本企业所使用的x射线装置
三 定义
在实验室使用X射线装置对物体内部缺陷进行X射线透照检查的工作过程。四人员要求
1.1从事X射线操作的人员应年满18周岁，经健康检查，符合放射工作职业的要求。
了解设备结构及原理，掌握机械、电气及计算机相关基础知识，能熟练操作计算机。
1.2 X射线工作人员上岗前应进行培训、培训内容包括放射性法律、法规和放射防护基本知识。
1.3 X射线工作人员应具备一定的职业道德，遵守国家有关法律、法规和企业的有关制度。
五.设备要求
2.1操作人员应保证设备处于完好状态，不得将带病设备用于现场检测。
2.2设备使用前应经过检定或校准，确定设备各项参数处于要求状态下方可投入使用。
2.3操作人员应熟悉设备各项性能，能够熟练操作设备。
2.4 X射线探伤机应编制设备操作规程，操作人员要按设备操作规程进行操作。
2.5现场操作应保证环境条件符合设备要求，当现场潮湿、及雨雪天气时，应采取措施，保证设备能在安全条件下工作。严禁在不符合要求的环境中开机工作，以免发生危险。
2.6 设备使用完毕应及时切断电源，将各个开关归于零位。
六 操作步骤
3.1 射线机在搬动时必须小心轻放不得受剧烈震动否则将会导致射线管高压变压器的故障
3.2 放置X射线机时应选择稳定的位置将操作面板朝上,且周围不要放置有碍散热的物品,控制器附近如有墙壁,应距离10cm以上放置
3.3 检查电缆是否接触良好电缆插座是否清洁否则应及时清除异物以防仪器短路
3.5 确认电压的许可范围在接通电源之前首先确认电源电压所使用的电源应为单相交流电且电压变化范围在190-240V之间
3.6 开启电源开关后先让射线机预热二分钟确认发生器控制器的冷却风扇已在运转才能开启高压开关
3.7 射线机工作时射线发生器的窗口不得直射操作台及有人工作的地方操作人员应在射线发生器的背面工作
3.8 在使用后不要立即切断电源让冷却风扇继续运转5分钟左右直至完全冷却
3.10 射线机在第一次试用或放置较长时间后使用时必须进行训机后方可使用
3.12 夏季避免射线机在阳光下使用否则应尽可能延长探伤机的休息时间冬天工作时接通电源后至少暖机5分钟
3.13 为防止触电禁止湿手操作及在有水的场所使用射线机
七.放射防护管理要求
7.1加强个体防护和对放射源的屏蔽措施，个体防护用品应采购国家定点的专业厂家生产的合格产品。
4.3现场检测时，操作人员应佩带个人剂量计，个人剂量计应按期检定，保证剂量计处于正常状态。
4.2进行X射线检测时，在操作设备处设置 “射线检测，请不要靠近”的警示标志，必要时应派人进行巡视。
医用X射线影像设备 篇6
X射线影像增强器由管套、带有屏蔽套的裸管、电源3部分组成。带有屏蔽套的裸管包括:铅屏蔽套、坡莫合金屏蔽套和X射线影像增强管。裸管由输入屏、电子聚焦系统、输出屏、管子的外壳四大部件构成一个密封的真空器件。X射线影像增强管的工作原理就是X射线激发碘化铯涂层产生可见光子, 激发光电阴极, 产生光电子, 最终通过电子聚焦系统聚焦和加速, 轰击输出荧光屏, 并在其上形成一个亮度增强且缩小的可见光图象。
裸管的主要性能 (技术参数) 包括:分辨率、转换系数、对比度、亮度不均匀性和斑点 (疵点-图像的外观缺陷之一) 。根据《YY/T0093-2004医用诊断X射线影像增强器》中的要求, 给出上面相关技术参数的检测方法。见表1。
1 极限分辨率
(1) X射线源至像增强器入射面的距离 (SED) 应为 (100±1) cm, X射线管的焦点应在中心轴上。
(2) X射线管的焦点标称值不大于0.5。
(3) X射线野应完全地覆盖入射野。
(4) 像增强器应在正常使用的工作条件下测试。
(5) X射线管电压为50k V, 固有滤过为2.5mm Al, X射线管电流可以调节。
测量方法:使用放大倍数30倍以上的显微镜观察铅分辨率测试卡在输出屏上的图像。将分辨率测试板贴近像增强器入射面的中心放置;调节X射线管电流, 并调节像增强器聚焦, 使测试卡的输出图像获得最佳对比度, 用显微镜观察图像, 读出刚可分辨的那一组条纹中每一厘米所包含的线对数, 即为极限分辨率。
2 转换系数
转换系数 (CF) -像增强器输出影像中心的亮度与输入视野中心X射线剂量率之比。
工作条件: (1) X射线源至像增强器入射面的距离 (SED) 应为 (100±1) cm; (2) X射线管的焦点应在中心轴上; (3) X射线管的焦点和任何附加滤板之间距离不超过33 cm; (3) X射线野应完全地覆盖入视野, 但它的面积应不超过入射视野面积的10%;直接安放在入射面前的光阑将控制X射线野。使用X射线源的射线限束装置, 来限定在这个光阑上的X射线束; (4) 入射X射线束的总滤过应为 (22.5±0.5) mm的铝当量, 其中至少20mm纯度为99.9%的铝, 对应于入射射视中心的位置的半阶层应为 (7.0±0.2) mm铝 (纯度为99.9%) 该条件X射线管电压为75k V。
测量方法:像增强器在其标称的工作电压下, 用经过线质为7.0mm铝的半阶层, 其曝光剂量为60m R/min, 用亮度计测量输出屏中心1mm直径的发光亮度。
3 对比度
10%对比度。
工作条件: (1) X射线源至像增强器入射面的距离 (SED) 应为 (100±1) cm, X射线管的焦点应在中心轴上; (2) X射线野应完全地覆盖入射野。X射线管电压为50k V, 0.4m A;
3.1 亮度修正系数的测定
在像增强器输入面前放置对比度测试卡。将黑纸剪成与对比度测试卡上10%对比度测试点在输出屏上相对应的黑点尺寸相同的圆纸 (10%对比度约为4.6mm) ;仔细把黑纸贴在输出图象相对应的黑点上。开启X射线, 用亮度计对输出图象黑纸中心处测试亮度值。测量3到4个像增强器后, 取平均值;即为修正系数。10%的修正系数为L10%。
3.2 10%对比度的测试
把对比度测试卡放置在像增强器输入面。开启X射线, 把亮度计对准10%对比度测试在输出屏相对应点的中心, 测试的亮度值为L1 (暗值) ;再把亮度计对准标准的测试点在输出屏相对应点的中心测试的亮度值为L0 (亮值) , 通过公式 (1) 计算出10%的对比度。
式中:DR10%—10%的对比度;L0—亮值;L10%—10%的修正系数;L1—暗值。
3.3 10mm对比度的测试
把对比度测试卡放置在像增强器输入面。开启X射线, 把在亮度计对准10mm对比度测试点在输出屏相对应的中心, 测试的亮度值为L2 (暗值) ;再把在亮度计对准标准的测试点在输出屏相对应点的中心测试的亮度值为L0 (亮值) , 通过公式 (2) 计算出10mm的对比度。
式中:
DR10mm—10mm的对比度;
L0—亮值;L10mm—10mm的修正系数;L2—暗值。
4 亮度不均匀性
对于某个XRII (光电X射线影像增强器) , 是制在特定条件下的其输出影像中心和输出影像边缘之间的亮度的差异, 以输出影像中心亮度的百分比表示。
工作条件: (1) X射线源至像增强器入射面的距离 (SED) 应为 (100±1) cm; (2) X射线管的焦点应在中心轴上; (3) X射线管焦点与任何附加滤过之间距离应不超过33 cm; (4) X射线野应完全地覆盖入视野, 但是超出的面积应不超过入射野面积的10%;直接安放在入射面前的光阑将控制X射线野。使用X射线源的射线限束装置, 来限定在这个光阑上的X射线束; (5) 入射X射线束的总滤过应为 (22.5±0.5) mm的铝当量, 其中至少20mm纯度为99.9%的铝, 对应于入射射视中心的位置的半阶层应为 (7.0±0.2) mm铝 (纯度为99.9%) 该条件X射线管电压为75k V。
测量:测量亮度分布时, 应沿着输出屏的两个正交直径, 至少超过相当于覆盖入射野尺寸的90%的范围测量输出屏的相对亮度。在相邻的测量点之间的距离应不大于对应入射野尺寸的10%, 测量亮度非均匀性时, 应在输出影像中心和位于输出屏的两个正交直径距输出影像中心相当于半径的90%的距离上的四个位置测量输出屏相对亮室;亮度的非均匀性按下式计算:
其中, Ln是输出影像中心的亮度, Li (i=1~4) 是靠近输出影像边缘的4个点的亮度。
5 斑点
5.1 工作条件
(1) SED应为 (100±1) cm; (2) X射线管的焦点应在中心轴上; (3) X射线野应完全覆盖入射野; (4) 像增强器应在正常使用的工作条件下测试; (5) X射线管电压为50k V, X射线管组件的固有滤过为2.5mm Al, X射线管电流可调节, 使输出图像获得最佳视觉对比度。
5.2 测量方法
紧贴像增强器入射面放置一块斑点定位板, 使用显微镜在输出屏整个质量区内确定斑点的位置并测定其大小。需要时, 测量两个斑点之间距离。如果是长斑点, 需用显微镜的标尺量出斑点的长和宽来计算斑点的大小。
斑点计算公式:M= (L+W) /2
M:为经计算后的斑点;L:为长度;W:为宽度
在X线电视系统实际检测中, 按照X线电视系统的行业标准, YY/T 0608-2007医用X射线影像增强器电视系统通用技术条件, 测得的参数通常会低于影像增强器的参数, 通常原因是由于摄像机的性能参数过低。因此, 在使用中, 最好选择和增强器匹配的摄像机。
参考文献
[1]国家食品药品监督管理局.医用X射线影像增强器电视系统通用技术条件[S].YY/T0608-2007.中国标准出版社, 2007-01-31.
[2]国家食品药品监督管理局.医用诊断X射线影像增强器[S].YY/T0093-2004.中国标准出版社, 2004-11-08.
医用X射线影像设备 篇7
1.诊断用X射线特性及成像原理
1.1 诊断用X射线的特性
X射线是一种波长(λ)很短的电磁波,波长范围为0.01~100埃[1],诊断用X射线波长范围为0.1~1埃,在电磁辐射谱中,居γ射线与紫外线之间,比可见光的波长要短得多,肉眼看不见,见图1。诊断用X射线具有穿透性,紫外线或可视光的波长大于原子间距离(大约1纳米)无法穿透原子,X射线的波长小于原子间距离可穿透原子,且波长越小穿透能力越强。同时诊断用X射线具有荧光和感光作用,能激发荧光物质(如铂氰化钡、钨酸钙等)产生肉眼可见的荧光,可使涂有溴化银的胶片感光。
当诊断用X射线与人体作用时,一部分通过光电效应和康普顿效应被吸收和散射,另一部分透过人体沿原方向传播。光电效应是指入射光子与原子的内层电子作用时,将全部能量交给电子,获得能量的电子摆脱原子核的束缚而成为自由电子(光电子),而光子本身整个被原子吸收的过程。光电效应可以产生高质量X射线照片而不产生散射线,照片灰雾下降,增加了射线对比度,但由于入射光子的能量全被人体吸收,辐射损伤增大。康普顿效应是指入射光子与原子的外层轨道电子(或自由电子)相互作用时,光子的能量部分交给轨道电子,光子的频率改变后发生偏转以新的方向散射出去即散射光子,获得足够能量的轨道电子形成反跳电子的过程。在康普顿效应中,散射光子保留了大部分的能量,这些散射光子就是散射线,它使胶片产生灰雾而降低X射线照片的质量。人体各种组织器官的密度、有效原子系数、厚度对X射线吸收散射程度各不一样。
1.2 X射线成像的基本原理
X射线之所以能使人体在荧屏或胶片上形成影像,一方面,基于X射线的特性,即其穿透性、荧光效应和感光效应;另一方面,基于人体组织有密度和厚度的差别,对X射线吸收和散射程度不一样,导致到达荧屏或胶片上的X射线量有差异。这样,在荧屏或胶片上就形成黑白对比不同的影像。
因此,X射线影像的形成,应具备以下三个基本条件:第一,X射线应具有一定的穿透力,这样才能穿透照射的组织结构;第二,被穿透的组织结构必须存在着密度和厚度的差异,这样在穿透过程中被吸收后剩余下来的X射线量,才会是有差别的;第三,这个有差别的剩余X射线,仍是不可见的,还必须经过显像这一过程,例如经胶片或荧屏显示才能获得具有黑白对比、层次差异的X射线影像。
2.医用诊断X射线设备技术资料审评要点
医用诊断X射线设备的技术资料中应涵盖提供设备及其部件进行全面评价所需的基本信息。首先应包含该设备及其部件的完整描述,并描述每个组成部件的关键性能指标的控制。医用X射线诊断设备结构图,见图2。
2.1 X射线发生装置技术资料审评要点
2.1.1 X射线源组件技术资料审评要点
2.1.1.1 X射线管组件,产生并释放X射线的器件,包括X射线管和管套。
X射线管组件可分为固定阳极X射线管组件和旋转阳极X射线管组件,较为多见的是旋转阳极X射线管组件。X射线管组件的特性是由其本身结构所决定的,操作者必须在其额定容量内发挥作用。技术资料中的性能指标主要有:构造参数、电参数和特性。构造参数是指X射线管和X射线管组件的构造决定的各种规格数据,包括靶材料、靶角、基准轴、焦点标称值、外形尺寸、重量、滤过、阳极转速、冷却和绝缘形式等。电参数是指X射线管和X射线管组件电性能参数,包括标称X射线管电压(若超过标称管电压,可使管壁放电或击穿)、X射线管灯丝电流(若超过此值,将导致焦点面过热而损坏或缩短灯丝的寿命)、X射线管灯丝工作时间(若超过此值,将导致焦点面过热而损坏或缩短灯丝的寿命)、旋转阳极电机数据、定子电源、高压连接资料。特性主要包括热容量、输入功率、冷却及发热曲线、负载定额、最大连续热耗散、泄漏辐射加载因素。[2]
2.1.1.2 限束器,是一种安装在X射线管组件输出窗前方的机电型光学装置,内有可调间隙的铅板。
控制X射线球管组件输出射线辐射野,以便在能够满足X射线成像和诊断的前提下,尽量减少投照范围,避免不必要的射线剂量;吸收一些散乱射线,提高影像的清晰度;能指示出辐射野中心和大小。技术资料中的性能指标主要有:输入电能、光野指示装置。[2]
2.1.2 高压发生器技术资料审评要点
高压发生器由高压变压器组件和控制组件组成,其作用是产生并输出X射线管组件所需要的直流高压并完成X射线设备中不同加载因素的切换。技术资料中应描述高压发生器的工作电源条件、冷却条件、运行方式、最大输出电功率、标称电功率、电输出数据(kV、mA、S、mAs)、自动曝光控制、自动强度控制等。[3]
2.2 X射线成像装置技术审评要点
依据成像方式不同,医用诊断X射线设备分为传统X射线成像和数字X射线成像。传统X射线成像,所记录和显示的信号都是模拟信号形成的影像很难再进行处理,包括摄影(胶片+增感屏)和透视(荧光屏或影像增强器电视系统)。随着计算机技术的发展,现代的X射线成像装置采用了大动态范围的数据采集系统,克服了传统X射线成像的局限性。包括数字化摄影(CR和DR)和数字化透视。此外,数字图像便于处理、存档和通讯,这些都是传统X射线成像的模拟信号无法比拟的。[4]对于不同X射线成像装置各自技术要求如下。
2.2.1 传统X射线成像装置技术资料审评要点
2.2.1.1 胶片+增感屏
增感屏利用X射线激发屏中的荧光体发出荧光,直接作用于增感屏用胶片。技术资料中应有增感屏的结构及各层结构的材料、荧光颗粒大小、基本尺寸、增感系数、分辨率、余辉时间、发光不均匀性、表面质量以及胶片的相关要求。
2.2.1.2 影像增强器电视系统
随着影像增强器的出现,传统的荧光屏已被淘汰。影像增强器作用时将X射线转换成电子影像。技术资料中应描述其结构及各结构材料、电源条件、标称入射野、极限分辨力、对比度转换系数。
2.2.2 数字X射线成像装置技术资料审评要点
2.2.2.1 计算机X射线摄影,CR成像装置包括影像板(IP)、读取装置。技术资料应包括IP板结构及各层材料、发射光谱与激发光谱波长设置、时间响应、动态范围、存储信息的消退、天然辐射的影响;读取装置应描述激光束的直径、光电及传动系统的噪声、数字化的影响等。
2.2.2.2 数字X射线摄影,广义的DR成像装置包括影像增强器+光电耦合器CCD+A/D转换器件、荧光板+光学系统+CCD(或CMOS)形式、平板探测器FPD(包括间接转换非晶硅和直接转换非晶硒两种形式)、线阵探测器,狭义的DR就是指直接转换的非晶硒平板探测器成像。影像增强器+CCD+A/D转换器件,影像增强器的技术资料描述同上所述。CCD其技术资料应包括CCD像素大小、采集的灰度、传输通道、传输方式、响应灵敏度、光谱响应、饱和输出电压、暗电流。
荧光板+光学系统+CCD(或CMOS)形式,荧光板通常采用针状结构的碘化铯和硫氧化钆,能有效吸收X射线,并使发光光谱与CCD芯片的接收光谱接近,提高射线利用率;减少光散射提高图像的锐利度和清晰度。光学系统采用高性系的高倍组合镜,提高灵敏度,减小了影像畸变;采用光纤,防止图像畸变,且光通量采集效率高。CCD的技术资料应如上所描述。
平板探测器,影像质量的影响因素主要有空间分辨率、低对比度分辨率、影像均匀性、有效成像区域、残影和伪影[5],技术资料均应有所描述。2.2.2.3图像处理,数字X射线成像装置的最终处理阶段,应描述图像处理环节,图像读出灵敏度设定,图像的后处理,图像存储和/或传输功能。
2.3 附属设备技术资料审评要点
附属设备,主要指床、台、器、架等支撑装置和定位装置,包括患者床、立式摄影架、X射线管组件支架、吊轨等,技术资料中应有与设备连接的相关信息、运动部件的运动范围、旋转角度、制动力、启动力、噪声、支持装置的承重能力、定位作用等。
3.总结
综上所述,本文通过对诊断用X射线特性、成像原理以及医用诊断X射线设备结构组成和其技术资料要求进行分析描述,促进审评人员对此类产品的了解,并有利于各地方政府管理部门对此类产品审评尺度的统一。
参考文献
[1]王晓庆.医用X射线机工程师手册[M].北京:中国医药科技出版社,2009:2-3
[2]GB 9706.11-1997医用电气设备第二部分:医用诊断X射线源组件和X射线管组件安全专用要求,国家技术监督局发布
[3]GB 9706.3-2000医用电气设备第2部分:诊断X射线发生装置的高压发生器安全专用要求,国家质量技术监督局发布
[4]黄力宇.医学成像的基本原理[M].北京:电子工业出版社,2009:61-80
医用X射线影像设备 篇8
1. 探测器质量评价的测试条件
所使用的恒压高压发生器,其纹波百分率应不大于4。X射线管的标称焦点值应不大于1.3。在考虑探测器的性能指标和图像质量时,需要获取图像。通常这些图像是原始数据图像,它们允许对未处理数据进行线性化或者与图像数据无关的校正[2]。如:
·未处理数据中坏的或失效的像素可以像常规临床使用中那样用适当数据代替;
·平面视野校正还包括:辐射野的不均匀性校正、个别像素的数据偏移校正、个别像素的增益校正。这些可以按照常规临床使用中的方法进行。
·几何失真效应可按常规临床使用中的方法进行。
有一些探测器由于物理结构原因需要进行线性化校正,当这些处理是线性的并不影响图像质量时,可以允许进行。
2. 探测器质量评价的主要指标及评价方法
2.1 调制传递函数
MTF是用空间频率来表示输出调制与输入调制之比的函数,可对成像系统的分辨力参数进行定量描述,并可以客观精确地描述成像系统和其组成部分的信息再现率。在数学关系上,MTF在数值上是光学传递函数的绝对值,是值域为{0,1}以空间频率为变量的函数。如果MTF值为1,说明探测器对信息的再现率为100%。MTF的计算方法是:首先读取MTF图像数据,边缘提取,确定边缘倾斜角度,然后计算出边缘扩散函数(Edge spread function,ESF),差分运算后得到线扩散函数(Line spread function,LSF),再作傅立叶变换得到MTF,归一化处理得到最终MTF曲线。MTF的计算步骤如图1。
2.2 量子探测效率
DQE是描述X射线探测器成像性能的主要参数,表示探测器在把射线影像转换成数字影像时图像信噪比所保留的比率[3]。在X线影像领域射线影像的噪声是与曝光剂量密切相关的,所以DQE的值同样也表达了数字影像设备对入射剂量的利用效率。DQE是照射量和空间频率的函数。DQE的计算公式如下:
NPSin(u,v)表示探测器的输入噪声功率谱,MTF(u,v)表示探测器的调制传递函数,NPSout(u,v)表示探测器的输出噪声功率谱。输入噪声功率谱(NPSin(u,v))等效于输入的光子流量数量涨落影响:
式中Q是光子流量,既单位面积(1/mm²)上的辐照光子数量。Q依赖于X辐射的能谱和空气比释动能的水平,计算公式:
式中Ka为空气比释动能,单位:μGy;E为X射线能量,单位:ke V;Φ(E)/Ka为单位空气比释动能的X射线能谱,单位:1/(mm2·ke V·μGy);SNR2in是每单位空气比释动能信噪比的平方,单位:1/(mm2·μGy)。对应辐射质量的SNR2in具体数值可通过查相应标准中的表获得。为了计算X射线的图像反映的系统噪声的量,计算出噪声功率谱NPSout,首先需要获得统一的曝光图像,采用测量装置(移去MTF测试模板),并调整实验参数,以得到三种剂量条件下的图像,然后从图像上测量输出噪声功率谱,公式4。
式中M表示ROI的数量,Δx,Δy表示一个像素的物理尺寸(在水平及垂直方向上像素的间距),I(xi,yj)为图像像素的线性化数据,S(xi,yj)为最佳二维拟合多项式。
2.3 暗电流
暗电流表示在没有X射线曝光情况下,探测器的电子涨落。暗电流与探测器指定的电子增益有关。探测器暗电流的测量通过采集一组(如16幅)暗图像序列,对每个像素求取16幅暗图像的标准方差形成探测器的暗电流图像,暗电流图像的中值对应的电子数(e-)即为探测器暗电流。暗图像的采集应使用探测器指定的电子增益,并设定探测器支持的最大的曝光时间[4]。计算暗电流时应知道电子数与图像的灰度值大小的对应关系。
2.4 灵敏度
灵敏度是表示探测器将X射线辐射光子转换为电子信号的效率。单位为电子每光子(e-/photo)。该参数比较适用于同类型探测器的对比。探测器的灵敏度是在剂量线性范围内,通过单位像素对应的电子数和辐射光子数关系曲线得到。
测试步骤如下:
(1)选择标准辐射质量。建立标准辐射条件的调整程序,见YY/T 0481-2004中图7。通过调节管电压和附加滤过,得到标准辐射质量对应的半价层。测试布局见YY/T0481-2004中图2;
(2)在探测器的剂量线性范围内均匀取5个剂量点,曝光得到5幅对应图像;
(3)测得每幅图像的像素平均值,由Pix=k·Ne,可得:
式中:Ne表示单位像素电子数,k表示像素值与电子数的转换系数,Pix表示像素值;
(4)分别由5个剂量点计算出单位像素上照射的光子数:
式中:P表示单位像素上的光子数,单位为个;ka表示测量到的空气比释动能,单位为微戈(u Gy);SNR2in表示单位空气比释动能信噪比的平方,单位为毫米平方微戈分之一(1/(mm2·u Gy));S表示单位像素面积,单位为mm2。
(5)通过公式5)和公式6)可得到单位像素上电子数和单位像素上辐射光子数相对应的5组数据,由最小二乘法做线性拟合,建立一个模拟函数。该线性函数的斜率即为灵敏度。辐射光子数通过读取图像灰度值,然后根据转换函数计算得到。
2.5 动态范围
动态范围是指探测器能够线性地探测出X射线入射剂量的变化,其值等于最高剂量与最低剂量之比。用分贝(d B)表示。
动态范围的值由剂量线性范围中的最大剂量值除以最小剂量值得到。由以下公式计算用分贝(d B)表示:
式中:d表示动态范围分贝值,Smax表示探测器最大输入剂量值,Smin表示探测器最小输入剂量值。
假如,探测器能线性地探测出剂量变化最低值是1μGy,剂量低于1μGy时输出都是0,能探测的最高值是10m Gy,剂量再高输出也是相同,那么两输入剂量高低之比是10m Gy:1μGy=10000:1(即10的4次方),为该探测器的动态范围,其值也可表示为80d B。在无法接近影像接受面时可以采用折算的方法。
2.6 残影
残影是指前次影像信号读取后由于信号清除不彻底而导致在随后一次影像中产生的前次影像的部分或全部[5]。试验方法如下:设置X射线管电压为80k V、100m As,SID为1.8m。置厚度为20mm的纯铝衰减体模于X射线野中心,使之覆盖整个X射线野;置直径10mm、厚度2mm的铅盘于X射线野中心,按设置的SID和加载因素实施第一次曝光,在1min时间内去掉铅盘后用70k V、1m As的曝光条件进行第二次曝光。检查第二次曝光所生成的图像,取原本有铅的区域与无铅的区域的读数之差,与第一次曝光所生成图像的有铅与无铅区域读数之差做比较,前者应小于后者的0.5%。
2.7 伪影
伪影是指影像上明显可见的结构,它既不体现物体的内部结构,也不能用噪声或系统调制传递函数来解释。试验步骤如下:设置X射线管电压为80k V、100m As,SID为1.8m。置厚度为20mm的纯铝衰减体模于X射线野中心,使之覆盖整个X射线野;按设置的SID和加载因素曝光;适当调整窗宽窗位,通过目视检查所生成图像中是否存在伪影。
2.8 影像均匀性
影像均匀性是指影像接收面上不同区域对入射空气比释动能响应的差异。影像均匀性的值的计算由影像规定采样点的灰度值标准差R与规定采样点的灰度均值Vm之比得到。
试验方法:设置加载因素为X射线管电压70k V、100m As,SID为设备允许的最大值,当设备允许的最大SID值超过1.8m时设为1.8m。置厚度为20mm的纯铝衰减体模于X射线束中心,使之覆盖整个照射野。按设置的SID和加载因素实施曝光采图。在影像中心及影像四周从中心至四个顶点约2/3的位置上选取5个采样点,在每个采样点中分别读取(64×64)个像素的像素值,并计算出每个采样点内像素灰度值的平均值Vr,然后按公式8)、公式9)计算:
其中:Vm为五个采样点的像素值均值,R为五个采样点的像素值标准差。
3. 总结
综上所述,调制传递函数和量子探测效率是评价X线探测器图像性能和X射线吸收效率最客观的参数。一个理想的X线探测器应当具有足够的灵敏度,当很微弱的X线照射到探测器表面后,都应当被相应的像素测量到。此外,探测器还需要有足够的动态范围,即在大于灵敏度剂量几千倍的情况下,依然保持可测量性。如果大于灵敏度很多倍的情况下,所有的输出数据不再根据X线剂量的增加而增加,这个剂量被称为饱和剂量。一个好的探测器需要有足够大的无饱和入射剂量,才可能在X线剂量差别十分悬殊的情况下,保证大剂量区域和低剂量区域都能得到精确的测量。若照射时探测器表面的最大入射剂量超过了校正时探测器表面的最大入射剂量,则会导致图像失真(剂量失校正现象)。
文章中虽然没有对探测器的坏点和坏线进行评价,但是坏点和坏线的数量是探测器成像质量最基本的考核指标。有时候小部分像素会出现严重偏离大多数像素的特性,这时像素将被当作坏点来处理,坏点是通过暗场图、亮场图分别取得的。需要识别坏点的类型和位置,进行坏点校正,优化图像质量。从临床角度,中心区域(1024×1024)最为关键,是胸椎等临床观察的有效图像区域,该区域的坏线将直接影响图像质量,故需要进行控制。对于数字化X射线影像探测器的质量评价必须综合运用各种评价系统来进行整体性的评价。
关键词：数字化X射线影像探测器,调制传递函数,量子探测效率,暗电流,灵敏度,动态范围残影,伪影,影像均匀性
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医用X射线影像设备 篇9
1.医用诊断X射线设备
医用诊断X射线设备就是用于X射线透视X射线摄影和常规造影检查的X射线设备,由于诊断目的的不同,医用诊断X射线设备的组成也就不同,但其基本结构都是由X射线发生装置X射线成像装置和X射线辅助装置组成。X射线发生装置包括X射线管组件、高压发生器及控制装置,其主要功能是产生X射线,同时控制X射线的“质”和“量”。X射线成像装置包括X射线接收装置、图像处理装置及图像显示装置,其主要功能是接收通过患者的X射线,使其在X射线胶片上感光或将其转化为模拟、数字信号并以图像的形式在显示器上显示出来。X射线辅助装置是根据诊断需要而装备的各种机械装置和辅助设备,包括患者支撑装置、机械支撑装置、限束器、滤线栅、洗片机等,其作用是按不同临床用途,确保X射线能有效地显示人体组织器官。综上所述,医用诊断X射线设备是极为复杂而又庞大的医用电气设备,临床使用中带有较高的风险,常常伴随着强电、强磁、高辐射、大功率、高电压等不安全因素。操作者及患者在操作和接受检查时不可避免地接触到设备外壳,当设备漏电或元件击穿时,设备外壳会带电,容易发生触电事故。所以,医用诊断X射线设备必须具有良好的防电击保护装置,即接地。
2.接地
什么是接地?接地是将仪器设备与大地做导电连接,利用大地的电气特性为仪器设备电路提供一个零电位,或使仪器设备与大地之间建立一个低阻抗通路。根据GB9706.1-2007中定义,接地有3种不同的目的:1)为实现电气安全防护的保护接地;2)为实现某种功能的功能接地;3)为平衡系统中不同设备电位差的电位均衡。下面分别介绍一下不同目的的接地,及其在医用诊断X射线设备中的意义。
2.1保护接地
保护接地是为了实现防电击目的而把医用电气设备中可触及的导体部分用导线与大地可靠地连接起来的一种接线方式,在正常使用情况下,该导体部分不带电,而当电气设备绝缘损坏或失效时,该导体部分可能带电,保护接地可将这些短路电流直接导入大地,有了这样的结构方式,当人接触到这些导体部分时能免受电击危险。另外,保护接地还能将静电荷导入大地,防止由于静电荷的积聚造成对设备和人的伤害。医用诊断X射线设备是一种高压医疗电气设备,工作时产生很高的电压,而且医用诊断X射线设备中,很多部件的外壳为不该带电的金属外壳,它们与大地必须进行良好的保护接地连接,一旦绝缘被破坏或击穿导致金属外壳带电,由于人体电阻远大于接地电阻,短路电流可通过保护接地流向大地,使触及金属外壳的人免受电击危险。在GB9706.1-2007中,与医用诊断X射线设备的保护接地相关的要求有6.2 f)、6.5、18和58。
2.2功能接地
功能接地是为实现医用电气设备正常运行的参考地,在电路板上它直接与测量供电电路或控制电路某点相连,或者直接与为功能目的而接地的屏蔽部分相连。功能接地可与保护接地连在一起,但是功能接地端子不应当作保护接地使用,因为它起不到任何保护接地的作用。在医用诊断X射线设备中,例如高压变压器次级中心接地、某些直流电路公用线的接地、为减少电磁信号向外传播或避免电磁信号骚扰而用作的屏蔽或隔离的接地,这些都是功能接地,它们保证了某些电路的正常工作需要。在GB9706.1-2007中,与医用诊断X射线设备的功能接地相关的要求有6.1y)、6.2 g)、6.5和18。
2.3电位均衡
电位均衡是为了保证组成医用电气系统中几个医用电气设备有一个共同的参考地,平衡电位差,当有对地漏电流流过时,若产生的接触电位和人体的电位相等,电流就不通过人体,这样即使人接触到这些金属导体时也受不到电击。在医用诊断X射线设备中,例如患者支架等带有金属外壳的应用部分,往往带有电位均衡,就是这样的原因。在GB9706.1-2007中,与医用诊断X射线设备的电位均衡相关的要求有6.1 y)、6.5和18。
3.医用诊断X射线设备的接地防护要求
3.1保护接地
3.1.1保护接地端子
保护接地端子是为安全目的与I类设备导体部件相连接的端子,该端子预期通过保护接地导线与外部保护接地系统相连接,医用诊断X射线设备应该有一个总的保护接地端子和建筑物保护接地系统相连接,其余的保护接地端子与总的保护接地端子相连。对医用诊断X射线设备的保护接地端子的要求有:
第一:设备的保护接地端子应标以规定的符号(见GB 9706.1-2007附录D中表D.1的符号6),并在随机文件中加以说明。
第二:设备总的保护接地端子应适合于经电源软电线的保护接地导线,以及合适时经适当插头或经固定的永久性安装的保护接地导线,与设施中的保护导线相连。
第三:设备总的保护接地端子应固定得使在夹紧和松开接线时,内部布线不会受到应力,也不会使爬电距离和电气间隙降低到规定的值以下。
第四:设备总的保护接地端子,不借助工具不可能将它松动。
第五:设备内部保护接地连接用的螺钉应完全盖住或防止从设备外部意外地使它松动。
第六:如果用设备电源输入插口作设备的电源连接,则设备电源输入插口中的接地脚应被看作是保护接地端子。
第七:设备的保护接地端子不应用来作设备不同部分之间的机械连接,或用来固定与保护接地或功能接地无关的任何元件。
第八:设备的保护接地端子表面应是导电良好的金属表面,能把电化学腐蚀减小到最低程度,具有较高的硬度,不易发生形变。
3.1.2保护接地连接
对医用诊断X射线设备的保护接地连接的要求有:
第一:设备的保护接地导线的整个长度都应以绿/黄色的绝缘为识别标志。
第二:设备内部将可触及金属部分或其他具有保护功能的保护接地部件与保护接地端子相连的导线上的绝缘体应至少在导线终端用绿/黄色来识别。
第三:设备内部的保护接地连接,允许用螺钉、焊锡、钳压、缠绕、熔焊或可靠的压力接触。
第四:由操作者通过插头和插座作网电源导线和设备之间的连接或设备各分离部分之间的连接时,保护接地的连接应在电源接通前先接通,在电源断开后再断开。
第五:设备的保护接地连接中,不能接入任何开关器件,以防止意外中断保护接地导线。
第六:设备的金属外壳,在金属表面可能具有弱导电材料的表面涂层,如果金属外壳是导体之间连接所必需的,接触时应把涂层去掉,使其导电性能良好。
第七:设备的保护接地导线不应装熔断器。
3.1.3保护接地阻抗
医用诊断X射线设备保护接地的连续性和连接牢靠等可以用结构检查来实现,但由于医用诊断X射线设备是由多部件组成的,那么保护接地的电气连接良好性必须使用电流来检验,即保护接地阻抗。不同电源软电线接线方式的医用诊断X射线设备的保护接地阻抗要求值也不一样。
第一,不用电源软电线的设备,其保护接地端子与已保护接地的所有可触及金属部分之间的阻抗,不应超过0.1Ω。对于有些医用诊断X射线设备,在出厂时并不给用户提供保护接地导线,而是在随机文件中对保护接地导线的长度、线径、阻抗大小、绝缘的颜色、安装方法等加以描述,应测量从设备总的保护接地端子到已保护接地的所有可触及的金属部分之间的阻抗,不应超过0.1Ω。
第二,具有设备电源输入插口的设备,在该插口中的保护接地点与已保护接地的所有可触及金属部分之间的阻抗,不应超过0.1Ω。对于有些移动式或便携式医用诊断X射线设备,通过电源输入插口与网电源相连接,不论其在出厂时给不给用户提供保护接地导线,都应测量从设备电源输入插口中保护接地点到已保护接地的所有可触及的金属部分之间的阻抗,不应超过0.1Ω。
第三,带有不可拆卸的电源软电线的设备,网电源插头中的保护接地脚和已保护接地的所有可触及金属部分之间的阻抗不应超过0.2Ω。对于有些固定式医用诊断X射线设备,其与网电源为永久性连接方式而非网电源插头,并在出厂时给用户提供保护接地导线,应测量从保护接地导线的终端到已保护接地的所有可触及的金属部分之间的阻抗,不应超过0.2Ω。
第四,如可触及部分或与其连接的元器件的基本绝缘失效时,流至可触及部分的连续故障电流值限制在某值之下,以致在单一故障状态时外壳漏电流不超过容许值时,在上述之外的保护接地连接阻抗容许超过0.1Ω。
保护接地阻抗的测试过程是:用50Hz或60Hz、空载电压不超过6V的电流源,产生25A或1.5倍于设备额定电流,两者取较大的一个(±10%),在5s～10s的时间里,在上述的保护接地和基本绝缘失效情况下,可能带电的每一个可触及金属部分之间流通。测量上述有关部分之间的电压降,根据电流和电压降来确定其保护接地阻抗。在医用诊断X射线设备保护接地阻抗测试过程中,由于设备是由多部件组成的,故测试部位的选取非常重要;由于很多部件为带有漆层的金属外壳,故要注意对测试部件的漆层、氧化层等的处理;由于高压发生装置、电源柜等部件的熔断器或过电流释放器的额定电流值较大,故要注意测试电流值的计算以及测试时间的确认;由于医用诊断X射线设备通常为大型设备,测试结果值较大,故要分析测试仪器本身阻抗对测试结果的影响,以及检查测试导线的连接是否良好。
3.2功能接地
3.2.1功能接地端子
医用诊断X射线设备中功能接地端子的主要作用包括屏蔽接地、滤波接地、噪声和干扰抑制和逻辑接地等。对他们的要求有:
第一,设备的功能接地端子应标以规定的符号(见GB 9706.1-2007附录D中表D.1的符号7),并在随机文件中加以说明。
第二,设备的功能接地端子不应当作保护接地使用。
3.2.2功能接地连接
对医用诊断X射线设备的功能接地连接的要求有:
第一,如果带有隔离的内部屏蔽的II类设备,采用三根导线的电源软电线供电,则第三根导线(与网电源插头的保护接地连接点相连)应只能作内部屏蔽的功能接地,且应是绿/黄色的。
第二,上述要求外的功能接地连接导线不能是绿/黄色的。
3.3电位均衡
3.3.1电位均衡端子
对医用诊断X射线设备的电位均衡端子的要求有:
第一,设备的电位均衡端子应标以规定的符号(见GB 9706.1-2007附录D中表D.1的符号9),并在随机文件中加以说明。
第二,设备的电位均衡端子应容易接触到。
3.3.2电位均衡连接
对医用诊断X射线设备的电位均衡连接的要求有:
第一,设备的电位均衡导线应用绿/黄色绝缘作识别。
第二,设备的电位均衡导线在正常使用中能防止意外断开。
第三,设备的电位均衡导线不使用工具即可拆下。
第四,设备的电位均衡导线不应包含在电源软电线中。76
4.医用诊断X射线设备使用环境的接地装置
医用诊断X射线设备是在医疗机构使用的设备,由于其产生X射线的特殊性,对其正常使用环境中的防护室、控制室、电网电源及接地装置等都有专门的要求。
4.1接地装置
接地装置包括接地电极和接地干线两部分。接地电极是指直接埋入地中并与大地接触的导体或几个导体的组合。它由铜板、钢管、圆钢或自来水管等制成。若用铜板制作,其面积应大于0.25m2,厚度大于3mm;由钢管、圆钢制作时,其直径应大于50mm,长度大于2m。接地干线是连接接地电极与防护室或控制室配电箱间的导体。接地干线可用截面积不小于16mm2的铜线并与接地电极焊接牢固,焊接面积应大于10cm2。[2]
4.2接地电极的埋设
接地电极应埋设在建筑物3m以外,其深度应大于2m。埋设方法分水平和垂直两种。水平埋设是将接地电极放置在深度大于2m的坑中,将接地干线与接地电极焊接,埋好即可;垂直埋设可先在地下挖深为1m的地沟,然后将电极打入地下,上端高出沟底10～30cm,用于焊接接地干线,最后用土埋实。[2]
参考文献
[1]GB9706.1-2007《医用电气设备第1部分:安全通用要求》
医用X射线影像设备 篇10
辐射质量, 是对医用诊断X射线设备产生的辐射野的详细描述, 同时关系到对X射线的辐射防护和影像质量, 即希望在给予患者不必要大的吸收剂量的情况下产生所期望的诊断影像。因为辐射质量是医用诊断X射线设备中安全性和有效性结合的最为密切的因素, 所以国家标准和医药行业标准都对辐射质量做出了详细而严格的要求。本研究通过分析GB9706.12-1994, GB9706.3-2000与YY/T0481-2004, 介绍国家和医药行业标准中对医用诊断X射线设备的辐射质量的要求。
电离辐射的特性是由与辐射能量相关的辐射量能谱分布来确定的。因为X射线辐射能谱的测量是一个非常复杂的工作, 实际中用各种形式近似表述辐射质量:具有规定纹波系数的管电压和总滤过, 具有规定波纹系数的管电压和第一半价层, 第一半价层和总滤过, 第一半价层和第一半价层除以第二半价层的商 (同质系数) , 等效能量等。GB9706.12-1994采用的是第三种形式, 而YY/T 0481-2004和GB9706.3-2000采用的则是第二种形式。
GB9706.12-1994 29章对辐射质量的要求具体包括半价层、滤过和工作电压范围的限定、滤过片性能的指示等。首先, 对于正常使用的X射线设备所采用的一切配置, 其用于患者的X射线束可达到的第一半价层必须不小于GB9706.12中表204中给出的最小允许值。表1为对于除专用低压程序和牙科应用以外的其他应用可允许的最小第一半价层。
其次, 滤过的要求分为X射线管组件、X射线源组件和总滤过的要求。X射线管组件中遮挡X射线束的材料质量等效滤过要求为:在正常使用中不可拆卸材料的总滤过不小于0.5 mm Al, 固定的附加滤过片与不可拆卸材料的总滤过不小于1.5 mm Al;X射线源组件的滤过只提出识别的要求, 包括各种不用工具便能安装、拆卸或选择单个或多个附加滤过片的装置。除乳腺和牙科以外的X射线设备的总滤过应不小于2.5 mm Al的质量等效滤过。最后, 还对齿科设备工作电压范围的限定和滤过片性能的指示提出了要求。
YY/T 0481-2004定义辐射条件为由一组电气的和几何的参数 (如X射线管电压、总滤过和几何布局) 对辐射的描述。辐射野中只包含可忽略不计的少量散射辐射的辐射条件, 被定义为辐射质量。标准将辐射条件划分为RQR, RQA, RQN, RQB, RQN-M, RQB-M 6种辐射条件/辐射质量。RQN和RQB分别为基于小型和大型的充水容器作为膜体的辐射条件。RQN-M和RQB-M则为用于乳腺摄影研究的基于特殊组织等效膜体的辐射条件 (窄束和宽束条件) 。这4种辐射条件不在本研究的重点讨论范围内。
我们通过控制医用诊断X射线设备的散射辐射至可忽略水平的方法, 以便达到在较好近似情况下可忽略散射辐射的一次辐射条件的目的, 即辐射质量RQR和RQA。RQR为源于X射线管组件的辐射束的辐射质量, RQA为基于由附加铝质滤过板构成膜体的辐射质量。在X射线管电压的波纹百分率不超过10%时, 我们通过在一定范围内调整X射线管电压来获得要求的第一半价层, 即可实现RQR。而在总滤过不得不调整时, 通过调整辅助铝滤过板来获得标称的第一半价层, 即可实现RQA。
对于辐射质量RQR, 医药行业标准详细规定了标称第一半价层和对应的X射线管电压近似值, 见表2。
对比表2和表1可知, YY/T 0481-2004中辐射质量RQR和GB9706.12-1994要求的辐射质量较为接近。X射线管电压范围涵盖了医用诊断X射线设备的正常使用范围, 只是RQR将100~150 k V精简为100 k V, 120 k V, 150 k V3个条件。对于半价层, GB9706.12-1994要求为最小第一半价层, YY/T 0481-2004要求则为标称值。如50 k V时, GB9706.12-1994要求最小第一半价层1.5 mm Al, 与YY/T0481-2004的要求一致;70 k V时, GB9706.12-1994要求最小第一半价层2.1 mm Al, YY/T 0481-2004要求标称第一半价层2.5 mm Al大于前者要求的最小值;综上所述, YY/T0481-2004要求的标称第一半价层均大于等于GB9706.12-1994要求的最小第一半价层。
对辐射质量RQA, 医药行业标准详细规定了标称第一半价层、X射线管电压近似值和对应的附加滤过铝厚度, 见表3。总滤过还包括管电压为75 k V时, 管组件的质量等效滤过为2.5 mm Al和附加 (铝) 滤过板。
对比表3和表2可知, YY/T 0481-2004中表述的辐射质量RQA比RQR多了附加滤过铝厚度的要求, 并且标称第一半价层大幅度提高。这是因为辐射质量RQA是描述源于模拟患者的被辐照物体的辐射束。如RQA5:在X射线管电压为70 k V时, 附加21 mm滤过铝 (模拟患者等效厚度) , 半价层可达7.1 mm Al。RQA5广泛应用于模拟患者条件下的成像性能试验。
GB9706.3-2000 50.105章要求在进行空气比释动能测量时, 应确保从X射线源组件发射的X射线束的辐射线质符合正常使用时所规定的条件, 或者应保证X射线源组件中的总滤过符合GB 9706.12-1997中表204所规定的半价层的要求。在空气比释动能的测量期间, 为了模拟患者的存在, 增加一层足够厚度的铝片用以遮断全部的X射线束。在不包含牙科应用外的其他情况下, 这个厚度应满足GB9706.3-2000中表104的规定。这与YY/T 0481-2004要求的辐射质量RQA2~RQA10对应的附加滤过铝厚度完全一致。
总之, 针对不同标准对辐射质量要求的异同, 我们在医用诊断X射线设备的检验检测中, 应注意辐射质量的应用情况, 特别在试验现场同一台样机进行多项试验时, 应当注意对辐射质量的调整。例如, 按照GB9706.12-1994中29.206.3的要求, 进行X射线束通过各项材料的衰减当量试验时, 对非乳腺X射线摄影用途的材料, 应采用符合YY/T 0481-2004要求的辐射质量RQR8, 即管电压为100k V时, 标称第一半价层为3.7 mm Al。而在按照29.201.8的要求进行附加滤过片的材料试验时, 应采用符合YY/T0481-2004要求的辐射质量RQR5, 即管电压为70 k V时, 标称第一半价层为2.5 mm Al。这两个辐射质量对第一半价的要求都比GB9706.12-1994要求的更高。又如, 在按照YY0590.1-2005进行探测器的量子探测效率 (DQE) 的测定试验时, 辐射质量应为符合YY/T 0481-2004要求的辐射质量RQA3~RQA9。这需要搭建标准试验装置以产生RQA或调整试验样机辐射质量。
希望本研究的介绍能有助于相关人员加深对标准的理解, 设计出安全有效的医用诊断X射线设备, 并对检验检测工作有所帮助。
摘要：通过分析国家标准GB9706.12-1994, GB9706.3-2000与医药行业标准YY/T 0481-2004, 介绍了国家标准和医药行业标准对医用诊断X射线设备辐射质量的要求, 主要分析半价层和滤过对辐射质量的要求, 旨在帮助设计人员及测试人员更好地理解标准要求。
关键词：医用诊断X射线设备,辐射质量,标准解读
参考文献
[1]GB9706.12-1994医用电气设备第一部分:安全通用要求3.并列标准:诊断X射线设备辐射防护通用要求[S].
[2]GB9706.3-2000医用电气设备第2部分:诊断X射线发生装置的高压发生器安全专用要求[S].