更新时间：2024-01-27 01:49
EPID，电子射野影像装置。
为解决布野和患者摆位的实时验证问题，早在1958年Andrews就设计了第一个电子射野影像装置，用于监测2 MVX线治疗，1962年Benner也设计了一个用于监测30 MV X线治疗。尽管当时的图像对比度很差，但这些早期研究为放射治疗的实时验证开辟了道路。其后在荧光剂设计和摄像机技术方面取得的进步大大改进了荧光型EPID的图像质量。自80年代，固体探测器和液体探测器开始用于EPID的设计。
EPID系统由射线探测和射线信号的计算机处理两部分组成。不同系统的差别主要表现在前一个部分，后一个部分对所有系统均是相同或相似的。
系统由一个覆盖金属板的荧光屏、45°角倾斜的反射镜、透镜和摄像机组成。当光子束入射到金属板，与其发生相互作用而产生电子，电子打到荧光屏上发出荧光。荧光形成的影像经反射镜和透镜组成的光路传到摄像机，经摄像机记录后成为电子图像最后传到负责处理的计算机。这类系统的优点有：
①作为探测器的荧光屏可以做得很大，即系统的扫描孔径(FOV)大；
②空间分辨率高，这主要取决于荧光屏的厚度；
③成像速度快，可达每秒30帧。
但由于镜子倾斜占空间，造成系统体积很大，只能安装在没有射束遮挡器的加速器机架上，既便如此，也妨碍患者摆位。Wong用一个光纤图像渐缩器(Fiber-optic Image Reducer)代替反射镜将荧光屏产生的图像传到摄像机，使系统厚度减少到12 cm。改进后的系统可安装到有射束遮挡器的加速器机架上，对患者摆位的干扰也减少了。
1986年，Lam设计了一个由256个半导体探头构成的线阵，用一块1.1 mm厚的铅板覆盖，相邻探头中心之间的距离均为2 mm。线阵由步进电机驱动，以2 mm步距扫描整个射野区域。由于这个系统一次只能收集射野一个窄条的信息，需要较多的照射剂量才能得到整个射野图像，如长度为20至45 cm的射野需要照射27至60 cGy。系统的另一个局限是半导体探头之间的间距决定了系统的空间分辨率不高。
非晶硅影像阵列 (an amorphous silicon imaging array)可以克服半导体线阵的缺点，它由光电二极管（Photodiode）和场效应管(Field Effect Transitor，简称FET)组成，紧贴金属/荧光转换板，每一个二极管隅合到一个均效应晶体管。当采集图像信号时，所有的FET线保持负电压以便使整个FET阵列不导电。荧光高效地转换为光电二极管本征层的电子空穴对，随后被收集、贮存在光二极管的电容中。当已为一幅图像采集了足够的信号后，改变某一条FET的电压使位于相应行的所有FET导电。于是存贮在光二极管的信号经FET传到数据线，经外部电子仪器转换为一行数字图像。这条FET线的电压回到初始状态，类似地改变下一条FET的电压便可以得到下一行的图像，逐行进行直至所有行的信号被读出、得到整幅图像。这种探测器有可能提供大面积、高效率、高分辩率的影像系统。这种系统中的金属/荧光转换板和荧光系统的金属/荧光转换板是完全相同的，而非晶形硅影像阵列的作用是代替荧光系统中的光路和摄像机。
自扫描非晶硒探测器(a self-scanned a-Se detector) 用非晶硒做成的光导体直接将X射线转换成代表图像的电荷，后者可以用一个有源矩阵(Active Matrix)读取。非晶形硒层的下表面与有源矩阵接触，而其上表面接高压偏置电极，因而可以在非晶形硒层中形成电场。有源矩阵的每个像素由一个薄膜晶体管（TFT），一个像素电极和一个贮存电容构成。水平布置的门线每次打开一行TFT，使图像电荷从像素电极传输到垂直布置的数据线，再经数据线传到外部电荷放大器，最后由同轴电缆将放大了的并行信号转换成串行输出。与非晶形硅影像阵列比较，此方法不需要金属/荧光转换板，因此它是一种更直接的方法。
芬兰癌症研究所开发的EPID系统采用扫描液体电离室(Scanning Liquid Ionization Chamber, 简称SLIC)作为射线探测器。SLIC是一个256×256的液体电离室矩阵，覆盖着1 mm厚的钢板作为剂量建成材料，电离室高压电极之间填充着1 mm厚异辛烷作为电离介质。通过依次接通每一行电离室的极化电压，256个静电计同时读取这一行内的256个电离室的电离电流。32.5 cm×32.5 cm FOV的扫描时间是5.9 s，更短的时间可通过降低空间分辨率的办法实现[9]。SLIC和相关的读取线路封装在一个52 cm×52 cm×4 cm的盒子中，可以很方便地安装在加速器机架上，即使是配有射线遮挡器的加速器。
EPID重要的性能参数有空间分辩率和对比分辨率，其它的参数还有信噪比、扫描时间、FOV和显示矩阵大小。