第5节 X线数字减影血管成像系统

数字减影血管成像（digital subtracted angiography，DSA）是20世纪80年代兴起的一项医学影像学新技术。这项技术是在通常血管造影的过程中，运用数字计算机工具，取人体同一部位2帧不同的数字影像，进行相减处理，消去2帧影像的相同部分，得到造影剂充盈的血管影像。
    近20年来，DSA仪器同早期的产品相比，有了很大的改进与提高。国际上象西门子、通用电气、东芝、岛津等一些大型医疗仪器生产公司的DSA仪器已完成向高清晰度视频规格的转变，影像质量比以前更清晰、更细腻。国内的医疗仪器公司经过多年的努力，也已改变没有DSA产品的状况，推出了一些DSA系统，其总体水平与国际上20世纪80年代中期DSA产品水平相当。20世纪90年代，由于介入治疗技术在医学界的推广，以及Ｘ线各种诊断、治疗技术的成熟和深化，使得国内各级医院对DSA产品的需求增加；另一方面，计算机技术的发展，使得软、硬件技术日益成熟，作为计算机在医学领域的应用典型，DSA产品受到了开发应用新技术的技术人员的重视与青睐，因此，国内DSA仪器的生产和科研水平也得到了迅速地提高。
    一、X线影像的模-数变换 
    用Ｘ线机进行人体病变诊断，最后能得到人眼可见的医学Ｘ线影像。这种影像，最初是荧屏式的，随着电子技术的发展，Ｘ线机配上了影像增强器、摄像机和显示器，由直接看Ｘ线成像荧屏变成了观察显示器上的视频影像。这种Ｘ线电视视频观察与直接荧屏式Ｘ线观察相比 ，已有了巨大的进步，它大大降低了被检查者所接受的Ｘ线剂量，同时也大大提高了对医生们的防护水平。但Ｘ线电视的信号还仅仅是模拟式的，难以进行各种有效的处理及长期保存。20世纪80年代前后，开始了数字荧光成像（digital fluroescence，DF）研究，在Ｘ线电视系统的基础上，利用计算机数字化处理，使模拟视频信号经过采样模数转换（A/D）后直接进入计算机中进行处理和存储。因此，这种DF系统实际上是Ｘ线电视系统与计算机数字影像系统的一个结合，我们又称之为数字Ｘ线系统。图2-21是一个典型的数字Ｘ线系统的原理图。 
 

图2-21 数字Ｘ线系统原理图

    在数字Ｘ线系统的基础上，应用最成功、且具代表性的成果是利用数字减影技术进行血管造影的研究，它的革新意义是使得血管造影临床诊断能够快速、方便地进行，促进了血管造影和介入治疗技术的普及和推广。所以说，医学DSA的成功，使得DSA成了数字Ｘ线系统的标志，亦促成了一种专门用于临床的数字减影血管造影仪器----DSA系统产品的诞生。
    数字影像处理的含义是用数字计算机对影像进行加工处理以达到某些预期的效果，或从影像中提取出各种有用信息。数字影像和模拟影像二者的区别在于：模拟影像是以一种直观物理量的方式来连续、形象地表现我们期望得知的另一种物理信息的特征，而数字影像则完全以一种规则的数字量的集合来表达我们所面对的物理影像。用模拟影像的方法来显示影像具有直观、方便等特点，一旦设计出一种影像处理方法则具有全息性与实时处理等优点。但模拟影像亦有抗干扰性低、重复精度差、处理功能有限、处理灵 活性不好等缺点。数字影像具有很好的抗干扰性，有影像处理方便、适应性能强等优点，随着计算机技术的发展，数字影像处理的速度正变得越来越快，显示出它的发展潜力和优势。
    计算机中的影像是一个实数矩阵，其中每一个元素称为像素。一幅灰度连续变化的模拟影像通过计算机采样电路被转换成数字影像。对二维视频影像来说，这种采样，首先是根据时间进程将空间连续的影像转变成空间离散的影像。一幅空间离散的数字影像，为了尽可能真实并充分地表现出原先模拟影像的各个部分，要求离散的空间像素点越多越好。一般组成一幅影像的空间像素点越多，所反映的影像细节就越清晰。
    令ｆ（ｘ，ｙ）代表一理想的连续变化的模拟影像，影像采样是对连续影像ｆ（ｘ，ｙ）在一个空间点阵上取样，也就是空间位置上的数字化、离散化。设连续影像ｆ（ｘ，ｙ)在空间变化的频谱具有一定的截止频率ｆｘｃ和ｆｙｃ，则根据保证影像采样不失真的采样定 理，当采样间隔Δｘ和Δｙ满足Δｘ≤12ｆxc和Δｙ≤12ｆyc关系时，影像离散化后所得到的数字影像，将能正确地重现原先的连续影像ｆ（ｘ，ｙ）。
    因此，影像采样的空间像素点阵并不是随意确定的，它首先必须保证满足采样定理，即使得采样后的数字影像能不失真地反映原始影像信息，这是确定数字影像空间像素点阵数目下限的依据。另一方面，为了追求影像更多的细节和更高的分辨率，人们希望使用更密的空间像素点阵。此时，每提高一步都将受到数据量成倍增加以及数字影像系统成本提高的限制。 同时，这种空间采样点阵的增加也还受制于影像数字化前模拟影像视频制式。在目前，国内已安装的DSA系统中，大部分Ｘ线电视视频标准是CCIR制式（50Ｈｚ场频，25帧/s隔行黑白影像，每帧625行扫描线）或RS170制式（60Ｈｚ场频 ，30帧/s隔行黑白影像，每帧525行扫描线），所选用的数字影像采样频率为10ＭＨｚ，得到的Ｘ线数字影像的空间点阵分别为５１２×５１２（对应ＣＣＩＲ制式）和５１２×４８０（对应ＲＳ１７０制式）。也有一些２０世纪９０年代引进的ＤＳＡ系统，Ｘ线电视采用的是高清晰度电视标准，每帧影像电视扫描线在１０００行以上，Ｘ线数字影像的空间采样点阵可达１０２４×１０２４像素。国内目前生产的ＤＳＡ系统，由于受Ｘ线电视制式的限制，主要采用５１２×５１２像素阵列来构成所需要的数字影像。
    在影像的数字化处理过程中，采样所得的像素灰度值必须进行量化，即分成有限个灰度级，才能进行编码送入计算机。因此，影像灰度的量化是数字影像的又一个基本概念。由于计算是一种二进制的运算器件，其中每一个电子逻辑单元具有“０”和“１”两种状态，我 们对影像的量化和存储是以这种逻辑单元为基础的，我们称为位（ｂｉｔ）。系统的实际量化等级数则由量化过程中实际选用的量化位数所决定。如果采样量化位数为ｎ，则影像量化级别数ｍ表示为：ｍ＝２ｎ例如，当ｎ等于８ 时，ｍ等于２５６个级别(灰阶)。
    影像采样是对连续影像进行空间上的离散，而影像的量化则是把原来连续变化的灰度值变成量值上离散的有限个等级的数字量。图2-22是Ａ/Ｄ过程中量化等级与数字化误差的关系图。
 

图2-22 量化等级与数字化误差的关系 
    从图示比较可见，当量化等级越多时，数字化过程带来的误差就越小。模拟视频信号一般是０～１Ｖ范围内的连续电平信号，当进行Ａ/Ｄ转换时，希望的是要有尽可能多的量化级别来精确地表示原来的电平信号,以保持影像的不失真。但是如果设想无限量地去增加灰阶数则是一种不切合实际的要求。有2个原因限制了这种提高精度的做法。第一是模拟信号电路中存在着电子电路噪声，第二是Ｘ线原始影像中存在着Ｘ线量子统计学的不确定性。这二项加在一起使得模拟视频信号本身包含着一定的随机误差，它使得我们用适当的有限等级的灰阶去量化模拟信号时不会明显增加附加的误差。对于任何已知大小的模拟信号的不准确性（噪声）都必须使最小量化级差保持在与之相同的量级水平，以便在数字化转换后并不提高信号的总体误差水平。对Ｘ线影像来说，不同的Ｘ线机，不同的数字减影仪器，所能达到的精度水平是不同的。所以，在通常的ＤＳＡ仪器中，有８位Ａ/Ｄ２５６个灰阶的，也有１０位Ａ/Ｄ１０２４个灰阶的。这里，重要的是让系统各部分的指标互相匹配，否则，片面地追求某一参数的高性能，常常是一种浪费，并且很可能劳而无功，起不到应有的作用。
    二、数字减影技术
    减影技术的基本内容是把2帧人体同一部位的影像相减，从而得出它们的差异部分。这种技术开始于血管系统的研究。为了研究血管系统的状态，通常在血管内注入造影剂，图2-23数字减影流程但影像中的血管影像会与其他各种组织结构的影像重叠在一起，不利于判别。为此，设想了减影的方法，即在造影前和造影后对同一部位各进行一次摄影，然后将两张图片相应部分的灰度相减。理论上，如果两帧影像的拍摄条件完全相同，则处理后的影像将只剩下造影血管，其余组织结构的影像将被全部消除。从原理上讲，减影技术也可以用模拟方法来实现。但是减影处理要得到满意的结果，还需要对影像做许多其他处理。模拟的方法复杂且不灵活，所以减影技术实际上只是在 数字计算机技术充分发展以后，才得到广泛的应用，它的优越性才得以更好地发挥。
    １.数字减影原理
    在实际的数字Ｘ线成像系统结构中，从摄像机输出视频信号，经过Ａ/Ｄ转换后，变成数字信号放置在帧存储器中，图2-23为数字减影处理的流程。 

    对Ｘ线机来说，脉冲影像方式如同以往的快速换片机连续摄影一样，以每秒数帧的间隙，用Ｘ线脉冲曝光，同时，DSA系统在造影剂未流入造影部位血管前和造影剂逐渐扩散的过程中对Ｘ线影像进行采样和减影，最后得到一系列的连续间隔的减影像。脉冲影像方式相对其他方式，对Ｘ线机的要求较低。对普通的中、大型Ｘ线机来说，只要具有连续脉冲曝光的功能，原则上都可以采用。因此，总体上说，这种方式适用于所有具有点片功能的Ｘ线机。另一方面，脉冲影像方式在Ｘ线曝光时，脉宽较大（通常对不同的Ｘ线机每次曝光的脉宽要求在100ｍs左右），X线剂量较大，所获得的Ｘ线影像信噪比较高，在时间减影方法的各种方式中是减影效果较为理想的一种方式，也是采用较多、较普遍的一种方式。这种方式主要适用于脑血管、颈动脉、肝脏动脉、四肢动脉等活动较少的部位。采用脉冲影像方式进行数字减影，技术上必须解决的一个问题是：必须保证每次Ｘ线影像采 集时，前后各帧影像所接受到的Ｘ线剂量是稳定的。解决这个问题，具体涉及到Ｘ线机高压 发生的稳定性、脉冲时序的稳定性以及采样时间的确定性及合理性。对于视频信号是隔行 扫描制式的Ｘ线电视系统，这个问题尤其值得重视，必须设法解决好。
    ②超级脉冲影像方式  图2-25所示为另一种逐幅成像减影方法，称为超级脉冲影像方式（SPI）。 
 

图2-25超级脉冲影像方式

    对Ｘ线机，曝光脉冲类似电影摄影脉冲，具有频率高、脉宽窄的特点，在同Ｘ线电视匹配上，Ｘ线曝光脉冲必须同视频场同步频率保持一致，其曝光信号有效期应该保持在场消隐期内。因此对ＣＣＩＲ和ＲＳ１７０制式，曝光脉冲频率分别应为50Ｈｚ和60Ｈｚ，曝光脉冲宽度约在3或4ｍｓ的时间宽度范围内。这样，即可以以实时视频的速度，连续观察Ｘ线数字影像或减影影像。在这种超级脉冲影像方式下，根据数字影像部分帧存储器大小，分别可选择25、12、8、6帧/s（对ＲＳ１７０制式３０、１５、１０、７帧/s）影像保存速率。超级脉冲影像方式的优点是能适应心脏、胸部大动脉、肺动脉等运动快的部位或器官，影像的运动模糊小，但对Ｘ线机的要求较高，它使Ｘ线管的热负荷增大，需用大电流的大容量Ｘ线管以及极少延时的快速Ｘ线控制电路。一般用继电器控制曝光的Ｘ线机不能适应这种要求，无法达到小于毫秒级的脉宽精度控制，必须改用可控硅等其他脉冲控制方式。所以，超级脉冲影像方式一般只能用在具有高速Ｘ线电影功能、通常为心血管诊断专用的Ｘ线机上。 
 

图2-26 连续影像方式
    ③连续影像方式  图2-26所示为连续影像方式减影技术。
    从Ｘ线机角度看，连续影像方式很象Ｘ线连续透视方式，它在整个减影实施过程中，Ｘ线机保持连续发出Ｘ线的状态。因此，这种方式往往给人以错觉，以为只要Ｘ线机配有Ｘ线电视系统，即可在透视方式下进行减影。实际上，在我们通常的Ｘ线透视状态中，除了在一些特殊的个别情况下，对一些基本无运动的部位，如脑血管、四肢动脉等，通过一些处理，能获得效果尚可的减影影像外，基本上是不能得到有诊断价值的减影影像的。这是因为，在透视状态下，Ｘ线管的电流强度仅２ ｍＡ左右，这么小的管电流，产生的Ｘ线散射较大，造成影像信噪比较低，即使通过增加造影剂浓度来调整血管部分黑化度，仍然不足以满足ＤＳＡ的高信噪比原始影像的要求。因此，在实际使用中，对采用普通的、未经调整的Ｘ线透视减影一般均持否定态度。这里介绍的连续影像方式真正的应用条件，要求调整Ｘ线机，在减影采像期间，使用小焦点球管，管电流保持在１５ｍＡ左右，即比普通的透视方式下管电流增大约一个数量级。连续影像方式可用于活动较快部位，如心脏、胸部大动脉、肺动脉等。同超级脉冲影像方式下一样，在连续影像方式下，能以电视视频速度观察到连续的血管造影过程或血管减影过程，也同样应根据数字影像帧存储器容量选择数字Ｘ线影像帧保存速度。④后处理方式  数字减影的后处理方式主要运用于离线减影和影像增强。一方面，可能由于血管造影时采集到的序列原始影像信噪比、影像质量还希望进一步提高；另一方面，也可能在造影取像过程中病人产生了运动。因此，就提出了后处理的问题。后处理包括几种情况：a.影像配准。由于有时病人在造影剂流入血管过程中产生了不自觉的移动，因此常常给数字减影血管影像带来一些麻烦。为了解决这一问题，通常在离线后处理中采用重选基像的方法，将基像作上下左右平移及微量旋转，使基像和原像能达到较好的重合。这一部分工作，在数字影像处理中称为影像配准通常是在采完Ｘ线像后，在离线减影状态下进行。b.减影像处理。为了达到理想的减影显示效果，ＤＳＡ系统通常配置一些影像处理常用工具及方法，如影像边缘增强、影像放大、影像光滑、影像取反等，供使用人员在需要时选用。c.时间减影法的补充。这种方法是对等时间间隔的序列影像，将相隔固定帧数的2帧影像进行减影处理，从而获得一个序列的差值影像。
    这种方式相对于固定基像的减影方法，由于相减的 2帧影像在时间上相隔较小，因此能增强高频部分的变化，降低由于病人活动造成的低频影响，同时对于类似心脏等具有周期性活动的部位，适当地选择影像间隔帧数，进行减影，能够消除由于相位偏差造成的影像伪影的影响。
   （２）能量减影方法  能量减影也称双能减影、Ｋ缘减影。如图2-27所示。 
 

图2-27 K缘原理

    图中有3条吸收系数随Ｘ线能量而改变的曲线，分别为碘、骨组织和软组织的吸收系数曲 线。所谓Ｋ缘是指碘在33kｅV能量水平时其射线吸收系数（衰减系数）显示一锐利的锯齿形不连续性。碘的这种衰减特征与碘原子在Ｋ层轨迹上的电子有关，若将一块含骨、软组织、空气和微量碘的组织分别用略低于和略高于33kｅV的Ｘ线能量（分别为70kVp和120～130kVp）曝光，则后一帧影像比前一帧影像碘信号大约减少80％ ，骨信号大约减少40％，软组织信号大约减少25％，气体则在2个能级上均衰减很少。若将这2帧影像减影，彼此将有效地消除气体影像，保留少量的软组织影像及明显的骨影像与碘信号。若减影前首先将130kVp状态时采集的影像由一大约1,33的因数加权，则减影处理后可以很好地消除软组织及气体影像，仅遗留较少的骨信号及明显的碘信号。
    能量减影法还可以用来把不同吸收系数的组织分开，例如把骨组织或软组织从Ｘ线影像中除去，从而得到仅有软组织或仅有骨组织的影像。
    从原理上讲，能量减影方法不失为一种较好的数字减影方法，但在实际实施过程中，能量减 影技术对Ｘ线机的要求同普通常用的Ｘ线机有所区别。它要求Ｘ线管的电压在2种能量之间进行高速切换，这同目前绝大部分的Ｘ线机设计不吻合，增加了仪器的复杂性。因此，能量减影技术目前只能在一些专门设计的Ｘ线机上实施，无法推广到一般的Ｘ线机上。
    将能量减影技术同时间减影技术相结合，还产生了一种混合减影技术。前述能量的Ｋ缘减影，当对注入造影剂以后的血管造影影像时，使用双能量Ｋ缘减影，获得的减影像中仍含有一部分骨组织信号，为了消除这部分骨组织，得到纯粹含碘血管影像，可以在造影剂注入前先做1次双能量Ｋ缘减影，获得的是少部分的骨组织信号影像，将此影像同血管被注入造影剂后的双能量Ｋ缘减影影像再作减影处理，即得到了完全的血管影像。这种技术就是混合减影技术。
    三、ＤＳＡ系统
    对数字减影血管造影系统来说，血管减影影像虽然提高了医生观察、诊断血管病变的效果，但从数字影像处理的角度来看，从原始造影影像到血管减影影像的过程，实际上是一个降低影像信噪比、放大影像噪声的过程。并且这种减影影像的获取打破了常规每一幅Ｘ线影像仅仅同该影像形成时刻的Ｘ线条件有关的单独时间条件，ＤＳＡ减影影像不仅同减影原像时刻的Ｘ线条件有关，而且还同减影基像获取时刻的Ｘ线条件有关。因此，ＤＳＡ系统从一开始，就已经决定了它对Ｘ线机比以往普通Ｘ线影像诊断仪器有更多更高的质量要求。具体来说，它对数字Ｘ线影像信号获取的整个成像链中各个环节都有质量要求，对造影序列影像的获得有时间轴上的Ｘ线稳定性要求，对数字影像处理系统又有快速、实时、高精度、高对比度的要求。所有这些构成了ＤＳＡ系统的整体水平要求。在国际上，一些大型医疗仪器公司对ＤＳＡ系统进行系统的一体化设计、生产，即从Ｘ线机到Ｘ线电视到数字影像系统都由同一公司提供，并且所提供仪器的各部分之间是预先经过统一规划和设计考虑的。
    图2-28所示，为一种实际的ＤＳＡ系统结构框图。其包括X线机、影像检测、影像处理、接口、外设和软件等几个部分。 
 

图2-28 DSA系统结构图

    1、射线质量稳定的Ｘ线机部分
    ＤＳＡ同普通的ＤＦ不同。ＤＦ仅仅要求能实现数字Ｘ线荧光成像； 所以，原 则上讲，只要能将Ｘ线影像数字化，并且保证这种数字化影像的每一单帧都有较好的清晰度和对比度，那么作为ＤＦ，它的功能和要求就已满足。但是，ＤＳＡ则不同，它不仅要满足ＤＦ的普通要求，它还要取得较好质量的血管减影影像。仅此一点，就造成了ＤＳＡ系统的一系列特殊要求。ＤＳＡ系统对Ｘ线机射线源的要求是两方面的。首先，对于最常采用的脉冲影像采样方式，它要求Ｘ线球管能够承受 连续多次脉冲曝光的负荷量。从这一点出发，应选择至少500ｍＡ，能进行快速换片脉冲曝光的Ｘ线机。 其次，ＤＳＡ要求Ｘ线射线源发射能量必须是稳定的。目前500ｍＡ以上Ｘ线机基本上有3种类型的高压整流电路，一种是单相桥式整流电路，其整流后加到Ｘ线管两端的高压波形如图2-29所示； 
 

图2-29 单相全波整流输出波形
另一种是三相十二波桥式整流（也有三相六 波桥式整流的），其加到Ｘ线管两端的高压波形如图2-30所示。最后一种是利用中频机技术得到的整流波形，其加到Ｘ线管两端的高压是稳定的直流高压。从这些加到Ｘ线管两端的高压波形，可以想象：不同的Ｘ线机发出射线的稳定性是大不相同的，而这种稳定性直接影响到不同时刻被采集到的序列Ｘ线影像强度的稳定性。 
 

图2-30 三相十二波整流输出波形

    2.Ｘ线成像经视频信号到数字信号的影像检测器部分
    如何在已有的仪器硬件条件下提高所获取影像的信噪比是ＤＳＡ系统的一个重大问题。一些著名的医疗仪器生产公司为了提高ＤＳＡ的血管减影影像质量，提高整个系统的信噪比，对数字Ｘ线影像成像链的每一部分都加以研究，并不断推出新产品以进行改进和提高。比如：采用高解像力的金属纤维影像增强器和高清晰度电视制式等。为了获得高质量的影像可以有2种技术方法：
    ⑴适当地提高射线剂量  根据对血管造影影像的研究，影像信噪比的平方同Ｘ线的射线剂量成正比。在数字Ｘ线影像成像链中，第一环节是影像增强器，其光强信号的增强效率在103～104的数量级上，故通常形成透视Ｘ线视频影像时，所需的Ｘ线剂量水平很低，Ｘ线球管电流仅在1～2ｍＡ左右。因此为了提高血管减影影像效果，有很大的增加射线剂量的余地，来提高所采集到的原始影像的信噪比。
    (2)光阑控制与光通量调整  在图2-31所示的实际的ＤＳＡ Ｘ线成像系统结构链图中， 
 

图2-31 实际数字X线成像系统
射线通过人体到达影像增强器后，通过影像增强，成像在影像增强器的另一端��输出荧光屏上，再经过光学系统，到达摄像机并形成视频信号，图2-32影像增强器对输入剂量的响应输出给后级。在Ｘ线电视系统中，影像增强器必须承受从透视到脉冲曝光的不同Ｘ线剂量条件，图2-32所示为影像增强器对输入曝光剂量的响应。 
 

图2-32 影象增强器对输入剂量的响应

    图中可见，影像增强器的动态范围很大，它能输出较弱的影像和很亮的影像，且不同的曝光剂量下都能输出有良好对比度的增强的影像。但跟在后面的电视摄像机不是这样，当光线水平太低时，会使产生的视频影像噪声过大；反之，当光线水平太高时，则出现饱和现象，影像全部变亮。因此，Ｘ线电视的动态范围响应主要依靠影像增强器和摄像机之间光学结构中的一个光阑来控制和调节，如图2-33所示。 
 

 

图2-33

    当影像增强器输出的光线很弱时，光阑打开，电视摄像机接受全部来自影像增强器的成像信息；反之，当影像增强器输出光线很强时，光阑将关闭到很小，电视摄像机仅接受从光阑的中心小孔中照射过来的光强信息。因此，光阑中心孔径大小的调整能使Ｘ线电视对不同Ｘ线强度曝光信息进行成像。
    对ＤＳＡ系统Ｘ线影像成像链来说，上述光阑的作用并不仅局限于调整光通量，平衡电视摄像机的照度水平。它还屏蔽一些产生影像噪声的折射和散射光线。因为无论是影像增强器的荧光屏，还是光学系统中的透镜，它们都会或多或少地形成一些折射和散射的光线，这些光线当光阑的孔径开大时，必然传递到电视摄像机的靶面上，从而变成噪声，对影像产生干扰，降低影像信噪比。而当光阑关小时中心小孔上通过的将是很少带有这种干扰的成像光线信息。这就类似于通常使用照相机拍照时，当光圈关小时，照片的清晰度就增加，景深增大。因此，当光阑关小时，应能有效地增加Ｘ线影像的清晰度，提高影像的信噪比。
    综合提高Ｘ线射线剂量、缩小光阑通光孔径这两点，可以看到，两者间本身是统一的。因为提高了射线剂量，影像增强器输出光强就加大，因此必须缩小光阑来保护电视摄像机不出现影像信号饱和现象，而这样做的同时又起到增加清晰度，提高信噪比的作用。所以这一做法，对于在一定的硬件设备条件下提高Ｘ线影像成像质量具有非常重要的意义。
    3. 计算机数字影像处理器部分该系统的优劣将影响下面几个方面 。
   (1)影像精细度与对比度  用数字影像的语言来说，就是影像的空间分辨率及影像的灰阶数量。对同一制式的视频影像，采样所得的点阵数目越大，影像细节的分辨率就越高，用一个指标来表示，就是影像的采样频率。影像的灰阶数量指标通常表示Ａ/Ｄ位数。
   (2)一次采样帧数  主要取决于影像帧存储器容量，影像帧存储器越大，一次采样能存储下来的帧数就越多。
   (3)运算处理速度  能否进行实时减影；如果影像作后处理，是否需费时等待；同时还应该包括影像的存储和调出是否费时，是否影响医生的临床诊断工作效率。
   (4)影像显示能力  能否很快、很方便地进行各种显示，包括增强、放大、翻转等。 
 

图2-34 数字影象的结构框图

    图中查找表是一种实时的数字变换功能模块，如输入查找表可用于作输入影像的对数变换，输出查找表可以作实时的影像增强变换、指数变换、影像取反显示变换等。帧存储器与计算机之间的数据通路决定着影像后处理的速度，有些数字影像硬件本身带有图形、影像处理器，一般不需要同计算机发生频繁的处理关系。图中ＡＬＵ是一种实时逻辑运算处理器，可用于影像加、减及逻辑运算，是ＤＳＡ实时减影方式的一个关键部件，数字影像硬件部分中是否含有ＡＬＵ决定着该系统能否作实时减影。所谓实时影像处理，是指处理的速度同视频信号刷新速度同步，即在影像显示上没有任何延时。
    4.计算机及外设的控制接口部分
    以信号互联的方式，把系统的各个部分有机地结合在一起，使系统在实施血管减影的时候，能确保各个部分都处于正确的状态，并能准确地按规定要求实现时序控制下的各项动作。
    5.影像显示、存储、拷贝等外设部分
  由于影像信息量大，逐步发展到大容量的外部存储设备，如磁光盘、数字磁带等，或者通过直接联机的激光成像机，将影像输出在激光胶片上。
    6.软件
  高质量的ＤＳＡ硬件设备，应同时有一套完备的ＤＳＡ系统软件。计算机同其他电气设备、模拟电子设备的区别在于：它必须用人的智慧去控制，通过编程使其能完成指定的任务。在理想的ＤＳＡ硬件设备基础上，如果没有相匹配的软件，数字减影功能仍无法实现；如果软件系统设计得不好，硬件的优点同样无法充分发挥。
    由于各生产厂家设计的硬件不同，接口交互较多，编程方式各异，因而，软件也不同。但总体来讲，软件设计必须能够实现ＤＳＡ功能的各种减影操作方式，处理和显示好血管减影影像，做好所采集的Ｘ线造影影像的管理，控制好计算机数字影像处理硬件同所联接的各种设备的关系。主要包括的功能模块有：
    (1)采样模块  包括各种实时采样方式和减影方式、透视监示和引导监示等 ；
    (2)回放模块  包括不同显示方式下的自动回放和手动回放、原像回放和减影像回放等；  (3)管理模块  包括病人信息记录登记、修改、影像存取等；
    (4)处理模块  各种处理方法，主要作用是把减影结果影像和原始影像处理得视觉效果更好；
    (5)其他模块  包括机器系统状态调整、数据开放接口、工具软件等。
    作为一个完备的软件，ＤＳＡ软件系统在总体规划和设计上，必须处理好各功能模块与计算机影像处理硬件系统状态的关系，影像载体（帧存储器、硬盘）与影像病例管理、显示方式的关系，影像阵列大小与操作运行方式的关系，影像内容与影像处理的关系等；以保证软件系统本身的协调一致性。使之在影像的采集、存储、显示、分析、处理等各个环节上不产生冲突、错误、对立和不兼容等矛盾。ＤＳＡ数字影像软件系统的设计，还必须充分注意到软件的操作使用者是医院的医务工作者，是医生和技师，而不是计算机工作者和影像处理研究人员；因此，不能把计算机和影像处理中的一些不直观的、较深的概念保留在提示用户的操作界面上，而应改换成简单易懂的容易被医务人员接受的概念，同时注意采用被医学界接受的国内外普遍采用的名称和术语。
    此外，ＰＡＣＳ系统（影像存档和通讯系统）随着各种技术的逐步成熟，目前已经开始受到许多医院的重视。因此，ＤＳＡ系统为了适应这一发展趋势在系统的通讯能力上设计开放接口，以实现对各种影像数据网络的对接功能。
    近10来，伴随着计算机技术的飞速发展，各公司的ＤＳＡ系统产品也在不断地改进与提高，最新型号产品的周期越来越短，被采用的高新技术成分也越来越多，但总的技术原理和技术思想没变。总的发展趋势是，影像质量更高、更清晰，功能更强，速度更快。