關鍵字：數字 檢測 圖像 抑制 信息

　　X 射線數字化成像正在為放射診斷學帶來變革。在傳統的 X 射線系統中，每個組件中的信號衰退都會消耗大于 60% 的原始 X 射線信號能量。在系統的每一級，X 射線信號都將衰退一定的量，即使是為應用專門優化的獨立組件也不例外。因此，一般僅有少于 40% 的原始圖像信息可用于生成圖像。通過為 X 射線數字化成像添加數字檢測器，捕捉到大于 80% 的原始圖像信息并使用各種后處理工具進一步改善畫質就成為了可能。X 射線數字化技術的其它優勢包括：減少患者的服藥劑量、通過免除照相沖洗來縮短診斷時間、通過省去照相沖洗藥劑來節約成本、圖像數據處理以增強所關注的區域并抑制無關信息；可將圖像數據與其它源于 RIS/HIS 的患者相關信息相結合；可通過網絡連接向任何地方快速傳輸信息；而且只需較小的空間即可將所需的全部信息存檔。X 射線數字化技術包含兩種不同的方式：直接轉換和間接轉換。

　　直接轉換

　　在直接轉換中，平板硒檢測器直接吸收 X 射線并將其轉換為獨立的像素電荷。在間接轉換中，X 射線信號首先被轉換為光信號，而后被轉換為電荷。平鋪 CCD（充電耦合設備）陣列和計算機體層攝影均采用間接轉換技術。平鋪 CCD 轉換技術采用多個 CCD 元件通過光纖耦合至閃爍體平板。計算機體層攝影通過光激勵平板誘捕電信號，并通過曝光產生圖像數據。在兩種方式中，與像素上所見的 X 射線強度成比例的電荷將存儲在薄膜晶體管 (TFT) 的存儲電容中。大量的此類像素均源于平板檢測器 (FDP)。通過讀出電子器件從 FDP 上讀取電荷，并將它轉換為數字數據。

　　下面的方框圖展示了通過直接成像以將 FDP 上的電荷轉換為數字數據所需的讀出電子器件。它具有兩條鏈：采集鏈和偏置鏈。在采集鏈中，其前端為模擬前端，可多路復用不同的 FDP（通道）存儲電容上的電荷并將這些電荷轉換成電壓。偏置鏈通過媒介偏置及門控電路為 TFT 陣列生成偏置電壓。數字控制及數據調節由 FPGA 完成，FPGA 還通過高速接口（串行接口、LVDS、光學接口）對與外部圖像處理單元的高速串行通信進行管理。溫度傳感器、DAC、放大器以及具有高輸入電壓容忍能力的開關穩壓器是其它關鍵系統塊。每個塊都必須具有啟動引腳和同步頻率，以避免與采集鏈中的其它塊串擾。FDP 像素數將決定ADC 通道的數量和 ADC 的速度。靜態或動態采集同樣決定 ADC 的速度。靜態采集意味著要在小于 1s 的時間內采集單幅圖像，而動態采集則意味著圖像要以 30Hz 的速度刷新。動態采集適用于更加細致的心臟血管、熒光檢查或相關應用，它們在通道數相同的情況下需要更快的數據轉換。具有 2MSPS 及更高速度范圍且具有絕佳 DC 性能的 ADC 可以良好地工作。

　　間接轉換

　　對于間接轉換，CCD 輸出需要相關雙采樣 (CDS)。信號電平的復位電壓和圖像信號電平將通過模擬前端 (AFE) 轉換成數字數據。AFE 的采樣速度由 CCD 陣列中的像素數和幀速率決定。此外，AFE 會校正傳感器錯誤，例如暗流校正、偏移電壓和缺陷像素。可編程增益放大器 (PGA) 的存在與否、PGA 的線性度和可用增益范圍也很重要，具體取決于信號電平。在數字化過程中，位數將決定圖像的對比度。通常，需要將初始數據數字化為精確度比較終圖像所需的位數高 2 至 4 位的數據。因此，如果需要 8 位的較終圖像數據，則較初應數字化為 10 位以允許在圖像處理過程中出現舍入誤差。

　　圖像質量的主要衡量指標是“量子檢測效率”(DQE)，它結合了對比度和 SNR（信噪比），采用百分數表示。對比度越高且噪聲越低，DQE 就越高。對比度是指灰度的階數，它取決于 ADC 的輸出分辨率；通常，14 位或 16 位比較適合于應用。SNR 所指示的不僅是源自 ADC 的 SNR，而且是系統的 SNR，它受 X 射線劑量、像素尺寸和所有電子組件的影響。可通過增加 X 射線劑量、增加光電二極管間距和降低電噪聲來提高 SNR。增加 X 射線劑量會對患者或操作人員造成傷害。增加光電二極管間距也行不通，因為這樣做會減小空間分辨率。降低源自系統內電子器件的噪聲將是主要的挑戰。系統中的總噪聲是：信號鏈上所有噪聲成分的平方根之和（假設這些噪聲成分沒有關聯）。這意味著包括 ADC、運算放大器和基準在內的所有部分都必須具有超低噪聲或重度過濾（如果適用）。溫度穩定性是另一個重大挑戰。由功耗造成的內部溫度升高可能會偏移灰度級別并使圖像失真，在動態采集過程中尤其如此。因此，ADC、運算放大器和基準應該具有較高的溫度穩定性。