基礎介紹
發展歷史
為解決布野和患者擺位的實時驗證問題，早在1958年Andrews就設計了第一個電子射野影像裝置，用於監測2 MVX線治療，1962年Benner也設計了一個用於監測30 MV X線治療。儘管當時的圖像對比度很差，但這些早期研究為放射治療的實時驗證開闢了道路。其後在螢光劑設計和攝像機技術方面取得的進步大大改進了螢光型EPID的圖像質量。自80年代，固體探測器和液體探測器開始用於EPID的設計。
系統組成
EPID系統由射線探測和射線信號的計算機處理兩部分組成。不同系統的差別主要表現在前一個部分，後一個部分對所有系統均是相同或相似的。
三大類型
依據射線探測方法的不同可以將EPID系統劃分為螢光、固體探測器、液體電離室三大類型。
螢光系統
系統由一個復蓋金屬板的螢光屏、45°角傾斜的反射鏡、透鏡和攝像機組成。當光子束入射到金屬板，與其發生相互作用而產生電子，電子打到螢光屏上發出螢光。螢光形成的影像經反射鏡和透鏡組成的光路傳到攝像機，經攝像機記錄後成為電子圖像最後傳到負責處理的計算機。這類系統的優點有：
①作為探測器的螢光屏可以做得很大，即系統的掃描孔徑(FOV)大；
②空間分辯率高，這主要取決於螢光屏的厚度；
③成像速度快，可達每秒30幀。
但由於鏡子傾斜占空間，造成系統體積很大，只能安裝在沒有射束遮擋器的加速器機架上，既便如此，也妨礙患者擺位。Wong用一個光纖圖像漸縮器(Fiber-optic Image Reducer)代替反射鏡將螢光屏產生的圖像傳到攝像機，使系統厚度減少到12 cm。改進後的系統可安裝到有射束遮擋器的加速器機架上，對患者擺位的干擾也減少了。
固體探測器系統
1986年，Lam設計了一個由256個半導體探頭構成的線陣，用一塊1.1 mm厚的鉛板復蓋，相鄰探頭中心之間的距離均為2 mm。線陣由步進電機驅動，以2 mm步距掃描整個射野區域。由於這個系統一次只能收集射野一個窄條的信息，需要較多的照射劑量才能得到整個射野圖像，如長度為20至45 cm的射野需要照射27至60 cGy。系統的另一個局限是半導體探頭之間的間距決定了系統的空間分辯率不高。
非晶矽影像陣列 (an amorphous silicon imaging array)可以克服半導體線陣的缺點，它由光電二極體（Photodiode）和場效應管(Field Effect Transitor，簡稱FET)組成，緊貼金屬/螢光轉換板，每一個二極體隅合到一個均效應電晶體。當採集圖像信號時，所有的FET線保持負電壓以便使整個FET陣列不導電。螢光高效地轉換為光電二極體本徵層的電子空穴對，隨後被收集、貯存在光二極體的電容中。當已為一幅圖像採集了足夠的信號後，改變某一條FET的電壓使位於相應行的所有FET導電。於是存貯在光二極體的信號經FET傳到數據線，經外部電子儀器轉換為一行數字圖像。這條FET線的電壓回到初始狀態，類似地改變下一條FET的電壓便可以得到下一行的圖像，逐行進行直至所有行的信號被讀出、得到整幅圖像。這種探測器有可能提供大面積、高效率、高分辯率的影像系統。這種系統中的金屬/螢光轉換板和螢光系統的金屬/螢光轉換板是完全相同的，而非晶形矽影像陣列的作用是代替螢光系統中的光路和攝像機。
自掃描非晶硒探測器(a self-scanned a-Se detector) 用非晶硒做成的光導體直接將X射線轉換成代表圖像的電荷，後者可以用一個有源矩陣(Active Matrix)讀取。非晶形硒層的下表面與有源矩陣接觸，而其上表面接高壓偏置電極，因而可以在非晶形硒層中形成電場。有源矩陣的每個像素由一個薄膜電晶體（TFT），一個像素電極和一個貯存電容構成。水平布置的門線每次打開一行TFT，使圖像電荷從像素電極傳輸到垂直布置的數據線，再經數據線傳到外部電荷放大器，最後由同軸電纜將放大了的並行信號轉換成串列輸出。與非晶形矽影像陣列比較，此方法不需要金屬/螢光轉換板，因此它是一種更直接的方法。
液體電離室
芬蘭癌症研究所開發的EPID系統採用掃描液體電離室(Scanning Liquid Ionization Chamber, 簡稱SLIC)作為射線探測器。SLIC是一個256×256的液體電離室矩陣，復蓋著1 mm厚的鋼板作為劑量建成材料，電離室高壓電極之間填充著1 mm厚異辛烷作為電離介質。通過依次接通每一行電離室的極化電壓，256個靜電計同時讀取這一行內的256個電離室的電離電流。32.5 cm×32.5 cm FOV的掃描時間是5.9 s，更短的時間可通過降低空間解析度的辦法實現［9］。SLIC和相關的讀取線路封裝在一個52 cm×52 cm×4 cm的盒子中，可以很方便地安裝在加速器機架上，既使是配有射線遮擋器的加速器。
性能參數
EPID重要的性能參數有空間分辯率和對比解析度，其它的參數還有信噪比、掃描時間、FOV和顯示矩陣大小。
空間解析度是反映系統分辨臨近小物體的能力，與放射源大小、源--患者--探測器三者之間的幾何關係以及顯示矩陣有關。其它因素如屏厚、探測器和患者的運動也會有影晌。假設源強是寬度為σs的高斯分布，探測器象素大小是σd，放大因子M定義為源到探測器距離與源到等中心距離之比，則等中心位置的線散布函式(Linear Spread Function, 簡稱LSF)可表示為
當Mopt＝1＋(σd/σs)2時，σLSF取最小值。
