（4）人机交互系统：通常由键盘、鼠标、显示装置等组成，一般还带有网络接口，构成现代医学图像仪器的外在特征。显示装置可以显示简单的数值，也可以显示曲线甚至图像。一些医疗设备还具备记录装置和打印机等。
（5）能量发射系统：许多医疗图像设备需要向人体发射某种能量，如X线成像设备需要向人体发射X 射线，并接收透过人体而衰减后的射线能量进行成像。超声波设备需要向人体部位发射超声波，通过探测超声波在人体不同部位的传播形态分析人体该部位的组织情况。
（6）其他系统：如机械传动系统、定位系统、管路系统等辅助设备。
9.3.1医学图像的采集
医学图像的采集随图像设备而不同。下面我们将介绍临床常见的一些医学图像的原理和采集。特别以数字X线摄影和超声波测量为例作比较详细的说明。
1）数字X线摄影系统
根据成像原理不同，数字X线摄影系统可分为计算机X线摄影系统（CR）和数字X线摄影系统（DR）。
CR系统（Computed Radiography）结构主要由4部分组成 ：
（1）信息采集。常规X线摄影系统通过胶片在X线照射下曝光，经冲洗后成影像，这是一种模拟信号，不能进行图像处理。CR 系统实现了用成像板（IP）来接收X线下的模拟信号，经A/D 转换实现图像数字化，从而使传统的X线影像能够进入存储系统进行图像处理和传输。
（2）信息转换系统。把存储在IP 板上X线模拟信息转换为数字信号的系统。IP 板是一种接受X线并存储X线成像信息的一种装置。CR 的信息转换部分主要由激光阅读器、光电倍增管和A/D 转换器组成。
（3）信息处理系统。采用不同的技术，根据诊断要求，实施图像处理，从而达到图像质量的最优化。
（4）经处理后的图像信息可以同时进行存储和打印，可以存储在硬盘或其他介质上，可以打印在胶片上。
DR系统（digital radiography）是指采用一维或二维的X线探测器直接把X线影像转换为数字信号的技术。系统由数字影像采集板（CCD，非晶硅）、专用滤线器、数字图像获取控制系统、X线摄影系统、数字图像工作站构成。其工作原理是在数字影像采集板中，犡线经荧光屏转变为可见光，再经TFT 薄膜晶体电路按矩阵像素转换成电信号，传输至计算机，通过监视器将图像显示出来。
CR与DR 结构示意图类似，但是完全不同的技术。CR 技术是利用原有X线设备，增加IP 板和CR 扫描仪。通过IP 板将X线模拟潜像保存下来，再将IP 经激光扫描器将潜像转换为光电信号，进而再进行数字化。操作过程与普通拍片基本相同。DR则完全不同，没有任何胶片和胶片机。X线影像直接通过数字影像采集板转换成数字影像，再直接送到计算机中，进行显示和其他操作。
X线计算机断层扫描机（computedtomography，CT）从多角度的方向上检测经过人体后的X线衰减量，并用数学方法重建身体某一层面的轴向X线图像。
CT 机的数学原理是数学家J.Radon在1917年所提出的图像重建理论，即任何物体可以从它的投影的无限集合来重建图像。CT 的物理学原理是射线的吸收定律，即当单色射线经过某一物体时，其能量由于与物质原子相互作用而衰减，其衰减程度与物体的厚度和衰减系数有关。G.N.Housfield 用上述理论设计的CT 机的基本形式是：用一束经过准直的X线，围绕人体的长轴进行扫描，扫描过程中，处于人体相对侧的X线检测器对穿出人体的X线进行检测，将所得到的信号波形成一系列的投影图，用计算机对这些投影数据按特定的数学模型作图像重建，最后取得这一部位的片状横向断层图像。
CT 的数据采集系统包括扫描机架、探测器和与之相辅的扫描床。经过人体组织吸收衰减后的X线被探测器所记录。CT 使用的探测器的原理是记录X线通过电离物质而产生光电信号。这些电离物质可能是高压惰性气体，可能是闪烁晶体探测器，或者固体稀土陶瓷探测器。
计算机在CT 机中占有相当重要的地位。它在CT 机中的主要功能有：根据扫描系统所获得的原始数据，按照重建图像的数学方程编制的软件程序，计算出图像矩阵中的每一个参数；将存储器中的图像矩阵编入电视扫描程序中，然后显示CT 图像在电视屏幕上；控制扫描系统的工作以及控制机器的其他动作。
CT 机有图像显示的专用软件，这些软件能帮助医生对病情进行诊断。如图像的放大，镜像反转，窗位检测，图像比较，距离测量，文字注释等等。
三维重建显示。随着计算机技术的发展和螺旋CT 的应用而出现的图像综合分析和处理技术，是将CT 原始横轴位图像以三维形式再现的过程，它们包括最大和最小密度投影（MaxPs和MinPs），三维遮盖表面显示（SSD），容积透视软件（3D valume renderingSW），三维虚拟内窥镜和多平面重建（MPR）等技术，可以帮助医生更加直观的诊断。另外，在高级后处理软件上，还整体融合了CAD 智能诊断并实现定性定量诊断，突破了从前单一定性诊断和单凭经验诊断的模式。
2）超声波成像系统利用超声波在人体中传播的物理特性，可以对人体内部脏器或病变作体层显示，据此对疾病进行诊断。由于它具有操作简便、安全、迅速、无痛苦、无辐射的优点，临床上得到广泛应用。人体的许多部位和脏器如眼、甲状腺、乳房、心血管、肝脏、胆囊、脾脏、泌尿系统以及妇产科等，超声波诊断均显示了极大使用价值。
超声诊断仪的发展经历了A 型、M 型、B 型、C 型、D 型等，现代B 型超声诊断仪包含了A 型、M 型功能，还包含多普勒声谱图、二维彩色多普勒成像、能量图、二次谐波成像和三维成像等功能。
人耳能听到的声频在20Hz 到20kHz 之间，低于20Hz 的称为次声波，高于20kHz的称为超声波，人耳听不见。临床用于超声诊断的音频通常在1-20MHz 之间。
声波在传播途中遇障碍物会形成反射，产生反射声波即回波。脉冲回波测距法是指向声传播介质中发射超声脉冲，经目标反射，接收其回波，并检出其中有关目标的信息，从而确定目标的方位和距离。超声诊断仪就是利用回波测距的方法工作的。生物体组织和脏器具有不同的声阻抗，在声阻抗不同的界面会产生回波。将超声波脉冲发射到生物体内，再接收来自生物体的反射回波信号，完成对生物体组织的扫查。由于界面两边的声学差异（即声阻抗变化）不是很大，故大部分超声能量能穿过界面继续向前传播，达到第二界面时又产生回波，并仍有大部分超声能量透过该界面继续行进。因此超声脉冲发出后，可以接收到深部不同层次的回波信号，这就是超声波检测的物理依据。
我们说过，一种能量形式只有当转换成电信号时才能被计算机记录下来。超声回波的机械能也需要转换成电信号，这就是超声换能器，又称超声探头，在医学超声仪器中完成电声的转换作用。
早期的B 超是完全模拟式的，随着数字扫描变换技术的出现和声束控制中的数字技术的逐步应用，B 超设备的图像质量出现了很大的飞跃，形成了一个比较经典的结构模式，这种模拟/数字混合式的超声成像系统的信号流程。
9.3.2医学图像的传输
我们在介绍X线影像和B 超影像的过程中，已介绍了图像在设备系统内的传输。当将图像的模拟信号转换成数字信号以后，在联机系统内的图像传输也就容易实现。
在计算机系统内的图像传输与文本传输还是有其特殊性，由于在计算机内图像文件占有的空间要比文本文件大得多，如果有大量的图像需要传输，怎么压缩图像文件的占有空间就是一个需要解决的问题。人们研究了各种图像的压缩存储方式，例如jpg 的图像格式就比bmp 图像格式要经济得多，当然还有其他很多种的图像格式。
有调查表明，用户对调阅图像速度的要求是，近期图像（3-6月）调阅时间小于10s，远期图像调阅时间小于100s。图像数据量大，一幅2048×2048×12bit 的CR 图像有5M，一个MRI 检查序列可能有几百幅图像。高速的宽带网络、高性能的服务器和PC 机有利于图像传输，但不断增长的接入信息点数和用户调阅需求，会很快消耗这些硬件资源，而硬件的升级需要投资的增加。因此，医学影像存储与传输系统（PACS）需要寻求其他方法予以改进。
图像压缩可减少存储空间，加快传输速度。但要根据实际情况合理地选用适当的算法。评价压缩与解压缩技术的好坏，一是在压缩和解压缩的过程中尽量不损失信息，即无损压缩；二是压缩或解压缩的速度，即压缩或解压缩过程所需的时间；三是压缩比，即压缩前后图像数据量的大小之比，如3∶ 1，10∶ 1，15∶ 1。显然，压缩比越大越好。不过，随着压缩比的增加，压缩或解压缩的时间也增加。有时为了速度和压缩比的要求，不得不损失一点信息。例如，对图像质量要求高的应用，如诊断终端，选择无损压缩；而只需浏览图像的应用，则选择有损压缩。
分布存储是指在PACS 系统中将图像数据分数据库、分服务器、分网络存储，以改善图像调阅速度。据调查，90%以上的调阅需求是对近期图像的，将近期图像与远期图像分开存储，能满足大部分的需求。在医院里，门急诊对调阅速度的要求显然高于住院，因此也有PACS 系统将门急诊图像与住院图像分布存储。
后台调阅是为解决一次调阅大量图像而设计的。对要调阅一个有几千幅图像的检查的情况，在第一组图像调入本地时，即可开始显示和处理，同时后台仍继续调阅。用户还可以标记重要的图像，下次重复调阅时可以选择只调阅标记过的图像。这样，大大减少了用户的等待时间，也可减轻网络负担。
预约调阅是指在病人入院或挂号后，PACS 系统自动将该病人的历史图像从远期存储处调到近期存储处。或者是复诊病人的图像产生后，PCAS 自动调阅初诊图像将其传送到用户终端上。
需要说明的是，PACS 中存储和使用的图像，与我们通常所了解的图像是不完全一样的，除了包含图像本身像素的信息外，还有许多与图像相关的信息。
9.3.3医学图像的显示
与所有数码照片一样，医学图像也可以在计算机屏幕上显示或用打印机打印出来。
此外，为了医疗诊断的需要，有时候医学图像的显示有更高的要求，高亮医用显示器就是为了适应医疗诊断的需要而开发生产的。常用到的医用显示器有4种分辨率。1280×1024；600×1200；2048×1536；2560×2048。分别对应1MP、2MP、3MP、5MP。与普通显示器不同的是，医用LCD 的分辨率通常是固定的。医用显示器在彩显上没有过多要求，但是医用显示器表达灰阶影像的黑与白之间的程度，即最亮值与最暗值之比，通常对比度在600∶ 1以上。
来自图像的数字信号可以被精确地和有目的地测量、描述、传送和重建。然而，信号的可视化解释依赖于显示图像时所用的不同特性的系统。因此，由相同信号产生的图像在不同的显示设备下可能会呈现不同的表现、信息和特征，直接关系到使用者对图像的最终感受，进而对图像理解和疾病诊断产生重大影响。
通过软拷贝方式显示的医学图像，是由一个个分离的不同亮度的点组成的。人眼在不同亮度条件下对图像的分辨能力不同，或者说眼睛区分不同亮度的能力在表达图像处理结果时是有差异的。定义当前的平均亮度为系统的亮度适应级，以这个亮度适应级为中心划定一个不大的区间，此区间就是视觉系统在某一时刻所能感受到的主观亮度范围。传统X线图像的观片灯具有照度大且亮度均匀的特点，非常符合人的视觉系统亮度区分特性要求。
因为人眼对灰阶差的感知具有高度的非线性，一定对比灵敏度下背景亮度越高，能分辨的亮度差也就越大，即显示器的空间分辨率和密度分辨率之间的矛盾。显示器的亮度越高，人可分辨的灰阶也越多。但是亮度过高，空间分辨率会降低。因此面向不同的应用，需要对分辨率、背景亮度及绝对亮度差等指标做出权衡选择。例如，显示非移位骨折等场合要求分辨细节的能力要强，而分辨亮度细微改变的能力对检测肺小结等软组织微小差别则显得特别重要。
为了达到最佳显示效果，DICOM 标准根据Barten 模型定义了一个灰阶标准显示函数（感知线性化）。DICOM 所定义的存在于数字图像值和显示亮度之间的关系是基于人类对于较大范围亮度的理解而产生的模型和测量标准，而并非基于任何一种图像显示设备或是任何一种图像格式的形态特征描述，它也不依赖于用户的个人喜好。DICOM 标准使用了人类的视觉系统的Barten 模型来处理图像数据，达到视觉一致性的目的。
图像显示器应当按照此函数对亮度曲线进行校正。试验证明，经过DICOM 灰阶标准显示函数校正的显示器，效果明显好于没有经过校正的显示器。对于PACS 系统使用的显示器，需要经过测试和调节确定最佳亮度。