近年来，随着电子技术、材料技术、制造工艺以及高清晰度显示技术的发展，采用电荷耦合器件探测器技术和平板探测器技术的全数字化X射线摄影系统投入临床应用。数字化X线摄影是一个广义的名词，涵盖了医学数字X线摄影的全部，如CR、数字乳腺摄影、数字胃肠道造影、CT等，狭义的概念是指普通的数字X线摄影。

DR是在传统X线机的基础上发展起来的一种数字化X线摄影技术。X线透过人体后，经过X线探测器采集和计算机系统处理，可在数秒内快速地再现出X线摄影影像。

DR的成像过程是数字化成像过程，X线探测器将透过人体的X线能量转换和数字化，包括X线信息的采集、转换、量化、传输、处理和显示等环节。

DR是传统X线机基础上发展起来的高度集成化和数字化X线摄影设备，目前已广泛应用于临床各种X线摄影检查。X线探测器是DR的核心组件，它的作用是采集X线信息，将透过人体的X线转换为相应的数字信号。DR的计算机系统对数字化X线图像信息进行重建和各种后处理，最终形成的数字X线图像由显示器显示。

DR探测器最常用的分类法是依照X线探测器能量转换方式，分为直接转换方式和间接转换方式。直接转换方式的基本原理是，X线投射在X线探测器上，光导半导体材料采集到X线光子后，直接将X线强度分布转换为电信号。目前常用的光导体材料为非晶硒、碘化铅、碘化汞、碲化镉、碲锌镉等，使用最普遍的是非晶硒。

间接转换方式是相对于直接转换方式而言，X线投射到X线探测器上，先照射到某种闪烁发光晶体物质，该晶体吸收X线能量后以可见光的形式将能量释放出来，经过空间光路传递，由光电二极管采集并转换成电信号。用于间接转换的发光晶体物质主要有碘化铯和氧化钆。已经在临床使用的X线探测器主要有非晶硅平板探测器和电荷耦合器件探测器。

无论是直接转换方式还是间接转换方式，它们都是在X线探测器内进行X线的能量转换过程。经过X线探测器输出的数字化信号，代表该探测器采集到的X线图像信息，最大限度地获取人体X线信息是探测器成像质量评价的基本标准。

从概念上讲，基于电荷耦合器（charge-coupled device，CCD）技术的数字摄影（DR）系统结构比较简单。CCD传感器对覆盖荧光体层所产生的可见光输出进行成像。当前所有应用CCD技术的DR系统都是间接转换形式。

由于临床荧光体成像区域与当前可用的CCD有效区域之间存在物理尺寸的差异，必须使用包括反射镜、透镜或光纤组件的不同技术，使得荧光体输出影像的尺寸缩小到CCD的成像区域。这种缩小效应的一个主要问题是对荧光体可见光采集效率偏低（可能<0.1%），从而引起所谓的成像链中二次量子降低，尤其是对于透镜耦合式的CCD探测器。这种不可避免的局限性导致了影像质量的下降。在临床相关条件下的量化测试显示，这些系统的性能低于传统的屏/片系统和CR系统。此外，影像缩小光学系统需要一定的物理空间，从而增加探测器外壳的厚度。当使用这些探测器对现存系统进行改型时会存在问题。

CCD对X线敏感，故产品要避免辐射损伤。CCD的另一个技术问题是需要冷却以减少噪声。故有可能发生水污染和停机故障。

CCD已经开发了几种数字探测器类型。一般尺寸较小，CCD广泛用于视频图像的采集。由于尺寸小，使得它难以显示较大面积的临床图像。

为了改善CCD小成像区域引起的性能局限，开发了使用多个CCD的系统。一种商品化的产品类型采用四个高性能的CCD与四个高质量的透镜排列相组合，对输入荧光体的四个重叠象限进行信号采集。

最早的数字乳腺摄影系统使用的是间接转换探测器。非晶硅平板探测器属于间接转换型平板探测器，它主要分为两类：碘化铯+非晶硅、荧光体（硫氧化钆/铽）+非晶硅。由于荧光的散射效应在Gd ₂O ₂S荧光体上更为明显，而碘化铯晶体具有的柱状结构可有效降低散射，因此，目前常见的非晶硅平板探测器多为碘化铯+非晶硅型。

碘化铯（CsI）闪烁晶体受到X线照射后，将入射的X线光子转换为可见光。可见光激发碘化铯层下方的非晶硅光电二极管阵列，使光电二极管产生电流，从而将可见光转换为电信号，在光电二极管自身的电容上形成储存电荷（图1-4-17）。

每一像素电荷量的变化与入射X线的强弱成正比，同时，读出阵列还将空间上连续的X线图像转换为一定数量的行和列构成的总阵列图像。点阵的密度决定了图像的空间分辨力。在中央时序控制器的统一控制下，居于行方向的行驱动电路与居于列方向的读取电路将电荷信号逐行取出，量化为数字信号。获取的数字信号经通信接口电路传至图像处理器，从而形成X线数字图像。

使用碘化铯层和光电二极管的非晶硅平板探测器中，碘化铯层不同于其他闪烁体，它的晶体直接生长在基板上。这种生长方式使得闪烁体与平板能达到比较理想的结合（图1-4-18）。碘化铯针状结构的通道，使吸收的X线直接到达探测器表面，比传统的闪烁体明显减少了X线的伪影。因此，在碘化铯探测器上，X线吸收和伪影之间的折中相比于传统的闪烁体已几乎不是问题。

另外，碘化铯能很好地吸收X线，并且在数字图像产生之前瞬间产生光学图像，这种方式被称为间接转换。

碘化铯/非晶硅平板探测器的X线探测、图像采集和读出都是相互独立的过程。因此，探测器元素可以独立地优化而不影响整个探测器的性能。例如，碘化铯层可以很厚用来保证最大的X线吸收，光电二极管转换可以设计的很薄来使暗电流和图像持留时间减少。

各种数字平板探测器的图像质量可以通过DQE来衡量。因为，DQE综合了图像MTF、噪声和对比度的诸多因素。人们对数字成像系统中哪一种是最适宜的像素大小，目前的意见还不一致。

如果像素太小，电子噪声会降低图像质量；如果像素太大，分辨力的降低同样造成图像质量下降。这表明乳腺成像必须需要选择一个恰当的像素大小。像素的大小同时还会影响到图像的存储、传输时间、图像显示和存档。

与屏/片系统相似，荧光散射会影响图像质量，而且在空间分辨力和辐射敏感度之间有性能折中。当闪烁体制作得较厚时，光传播增加，可导致分辨力降低。由于其针状（或称柱状）结构，CsI（Tl）碘化铯不会像其他屏那样产生太多光散射。然而，分辨力和敏感度之间的折中依然存在。

间接转换数字探测器的闪烁体放置比屏/片系统的问题更多。对于屏/片系统而言，更多的X线是在靠近增感屏荧光体层的入射面被吸收，而不是在射出面被吸收。光电二极管/晶体管阵列不能透射X线。所以，该阵列需放置在闪烁体的射出表面上。与屏/片系统相比，这可会导致空间分辨力的下降。

直接转换探测器使用了光电导材料，能将所吸收的光子转换成电荷，典型材料为非晶硒（a-Se）。非晶体硒本身具有很好的固有空间分辨力，透过被照体的X线照射到平板探测器的非晶硒层时，由于非晶硒的导电特性被激发出电子-空穴对，即一对正负电子。该电子-空穴对在外加偏置电压形成的电场作用下被分离并反向运动，负电子跑向偏压的正极，正电子跑向偏压的负极，于是形成电流。电流的大小与入射X线光子的数量成正比，这些电流信号被存储在薄膜晶体管（thin film transistor，TFT）的极间电容上。由于电子和空穴是沿着电场线运动的。所以，它们在运动过程中没有横向电荷散布。这产生了一种异常狭窄的点扩散响应约1μm。

每个薄膜晶体管（TFT）形成一个采集图像的最小单元，即像素。每个像素区内有一个场效应管，在读出该像素单元电信号时起开关作用。在读出控制信号的控制下，开关导通，把存储于电容内的像素信号逐一按顺序读出、放大，送到A/D转换器，从而将对应的像素电荷转化为数字图像信号。信号读出后，扫描电路自动清除硒层中的潜影和电容存储的电荷，为下一次的曝光和转换做准备。

当非晶硒被X线撞击以后，产生的光子和电子空穴对在外加电场的作用下直接到达光电导体的表面，由于强大的电场以及采用了减少电荷运动的措施，几乎没有信号丢失。数字读出设备就和碘化铯/非晶硅系统的相似，只是用电极取代了光电二极管。其填充因子的效果远高于几何学填充因子（像素的电极部分），甚至接近100%。像素尺寸可达100μm×100μm以下，却没有减少有效填充因子的麻烦。

非晶硒平板探测器的非晶硒层直接将X线转换成电信号，平板探测器收集电子信号并读出得到图像。这种探测器也被称作“直接”探测器，因为非晶硒层直接将X线转变成数字图像信号而不是可见光图像。探测器两侧添加的2500伏特的电压可减少X线散射带来的模糊。因为在电荷充盈过程中很少有伪影，非晶硒层可变得很厚。但是，太厚的非晶硒会导致其他的伪影产生。

非晶硒层存在的局限性包括：吸收X线后非晶硒层产生的K-edge X线，会偏离原来被吸收的位置而造成伪影。伪影的程度取决于X线被吸收前在非晶硒内前行的距离。图像持留时间，限制了图像的采集速度，这对全自动曝光技术带来了负面效应。

探测器的设计必须在X线捕获和电子信号产生之间折中。例如，为了增加X线吸收而增加非晶硒的厚度，这样就需要提高探测器两侧的电压来维持信号水平。同样的道理，带来更好X线吸收的厚非晶硒层设计与低持留时间和低暗电流要求的薄层设计相冲突。

调制传递函数（MTF）和探测量子效率（DQE）为成像性能提供了定量测量方法。MTF可测量空间分辨力，而DQE则是信噪比、对比分辨力和剂量效率的测量单位。通过查看相应的MTF和DQE曲线可以最好地反映成像系统的特点。然而，这不能用一个数字以单次空间频率适当地进行描述。可以用这些测量法去确定系统在一个空间频率范围内获取信息的好坏程度。

MTF是在一个空间频率范围内信号传递的度量标准，并且可对空间分辨力进行量化。任何系统的分辨力极限都是通过其像素尺寸加以确定的。例如，一个100μm像素的系统不能充分解析5lp/mm以上的空间频率。间接转换法可以使光散射数个像素，这进一步限制了系统的有效分辨力。

直接转换系统不受这一限制。如图1-4-19所示，直接转换硒探测器的MTF优于屏/片和间接转换探测器的MTF。直接转换硒探测器的内在空间分辨力比那些使用间接转换闪烁体的探测器的内在空间分辨力要高。当间接转换探测器的MTF在较高空间频率上显著降低时，直接转换硒探测器的MTF可在一个更大的空间频率范围内保持高水平。利用硒材料，通过光导元件的电荷不会有横向运动，而且其MTF与硒的厚度无关。因此，硒探测器在采集X线并转换为电信号方面效率颇高。

在高空间频率条件下，即使有较高的MTF，小物体也会消失在系统的噪声中（图1-4-20）。解决这一问题的方法是通过信号增强和噪声衰减来增强细微结构的可见度。

量子检出效率（DQE）度量与空间频率成函数关系系统信噪传输，而且可以很好的衡量剂量效率。DQE受几个因素的影响，包括X线吸收量、信号曲线（由MTF测量）的幅度或强度以及噪声。

量子检出效率（DQE）是综合评价数字摄影系统性能的重要指标。图1-4-21显示数字平板探测器的DQE明显高于屏/片、CR系统。宏观来讲，DQE与影像质量成正比，与辐射剂量成反比。也就是说，当剂量相同时，影像质量优化；在相同的影像质量下，辐射剂量可以减半（图1-4-22）。

屏/片系统的动态范围是有限的，数字摄影技术提高了被照体成像对动态范围改善的需要。数字探测器可提供大为改善的动态性能。对于没有固有探测器噪声的理想探测器而言，在典型的乳腺摄影图像上，3100灰度水平是可以辨别的。这样，可以提供至少14位动态范围的系统不会使下层的信息降质。数字X线影像在不同的曝光条件和被照体厚度的条件下具有一致的品质。动态范围的扩大就意味着可以检测和记录下更多的影像信息。

现在，我们用一种对比度细节测量模体分别检测胶片系统和平板探测器系统，其结果如图1-4-23所示。左边的影像由胶片系统形成，右边影像是在相同技术下用碘化铯/非晶硅探测器形成。在模体的每一个方格的中心和一个角上各有一个点，所有的点都具有与背景不同的对比度。正如，我们观察到的平板探测器系统中的点更容易探测到。

数字平板探测器的DR系统，为高级临床应用的扩展提供了一个重要的平台。现在已经或正在研发的临床应用项目有：计算机辅助诊断（computer-aided detection，CAD）、体层合成（tomosynthesis）、双能量减影（dual-energy subtraction）、数字减影血管造影（digital subtraction angiography）、立体/计算机辅助定位（stereo/computer aided localization）、时间减影（temporal subtraction）、图像无缝衔接（image pasting）、骨密度测量（bone mineral densitometry，BMD）等。

目前，双能量减影临床应用价值已广为肯定。双能量成像方法有两种：一种是将两张胶片或CR的成像板（IP）叠放在一起，中间放置一块铜板作为能量滤过板。然后，用X线管曝光一次，你就会在第一块IP上得到一幅常规影像，在第二块IP上得到一幅高能影像。我们称之为单曝光能量减影（图1-4-24）。

在单摄能量减影中，铜滤过板分离的两个成像板（IP）同时曝光。第一块成像板记录整个能谱及常规方法中的标准图像。因此，标准图像的质量不受减影过程的影响。X线束的低能部分被第一块板和铜滤过板选择性滤过，以致第二块板中的图像主要由高能光子形成。因此，第二块板中的图像在几个方面与第一块板中的有所不同。首先，它是一种“高电压X线摄影”，这样就缩减了骨和钙的影像对比度。同样，图像仅由通过了第一块板和铜滤过板的光子成分形成。所以，与标准图像相比，它具有固有噪音，而且第二块板的总体曝光水平明显低于第一块板。

为了产生可用于临床的减影图像，需要放大第二块板的信号，并在已减影的图像上完成噪音缩减。进行加权减影，借此在减影前加强第二个（高能）图像中软组织成分的信号以与第一个（低能）图像中的软组织信号相匹配。产生的减影图像包括残留的骨骼和钙结构。对于软组织减影图像，其过程是相反的，减影前，使两个图像中的骨骼和钙的信号相等，生成的图像中留下了软组织成分。

由于每一个减影图像仅仅由形成标准图像的光子成分形成，虽然应用了噪音缩减技术，但与标准图像相比，减影图像仍具有更多噪音。尽管如此，人们将减影图像设计成与标准图像相结合，并提供补充信息。虽然低峰值能量和高总体曝光水平对最佳图像质量是有利的。但时，在临床应用中，CR的标准曝光参数在110kVp及5mAs范围时，能够对正常体格的成人产生良好效果。

现在我们可以使用数字平板探测器和高频发生器来完成双能量成像。但是，其前提是探测器的刷新速度必须十分迅速，你可以变换发生器的kV值，从而快速得到两幅影像。目前GE数字平板探测器的刷新速度可达≤0.2S。

这两方法各有优势，当你运用两张成像板（IP）进行一次曝光时，两幅影像之间不会有任何运动。但同时你不能实现能量水平的较大差异。如果你可以在一次屏息内运用平板探测器快速地获取两幅影像，你就可以得到较好的结果，其原因是平板探测器具有比成像板较高的DQE和较低的噪声，以及能量谁的更大分离。

通过双能量减影，我们可以分别获得显示软组织和骨骼的影像。当去掉骨骼之后，就会更容易地在软组织的影像中发现病灶。在胸部、乳腺摄影中，双能量在发现微细钙化灶上具有重要意义。

总之，双能量减影可以快速获得“高”和“低”能量影像；从骨骼和钙化结构中分离软组织；有助于识别肺结节中的钙化；有助于识别微小的钙化灶；消除由肋骨覆盖产出的模糊；最终应用于CAD算法。

目前，GE/DR双能量减影可以做到在200ms时间内一次性采集高能和低能图像（减少呼吸伪影）；提供3种图像：标准影像、软组织、骨组织影像（图1-4-25）；软组织图像：去除肋骨，使肺部结节得到更好显现；高密度组织图像：鉴别钙化的结节（良性）。其临床效果是：肺癌检测的敏感性提高10%、肺癌检测的特异性提高20%。

胸部双能量减影提高了未钙化肺部结节，包括原发和转移肿瘤的检测（图1-4-26）。另外，双能胸部X射线摄影能够辅助检测局部钙化性结节和胸膜钙化斑中钙化的存在。

双能X射线摄影能够用于被选定的患者，例如，检查前已确定的结节中存在钙化。它具有显示未被怀疑的结节和其他临床上重要的不透光区的潜能。然而，如果双能减影不能在临床上得到常规应用，那么它的这些潜能就不会实现。如果双能减影能够作为常规胸部X线摄影被接受的话，那么双次曝光的胸部检查总吸收剂量一定要在常规范围以内。由于减影图像的质量受噪音限制，那么就要通过使用比400感度屏/片系统稍高的总体照射量来提高能量减影图像的质量。能量减影一般仅用于后前位（PA）位，由于侧位使用的剂量比PA位的两倍还多。因此，不推荐在侧位使用能量减影。

平板探测器（DR）宽阔的动态范围是组织均衡化与无缝拼接功能的基础。从对X线的最低反应阈值到X线最高饱和阈值在≤60µR与≥13　000µR之间。

影像组织均衡化的处理由计算机完成，有两种处理模式，如图1-4-27、图1-4-28所示。

组织均衡化的功能可以使我们在一次曝光中获取该组织部位的大量的信息。无需调整窗宽/窗位，组织均衡功能使整个视野内高密度和低密度组织同时得到良好的显示。图1-4-29展示了股骨头置换数字X线摄影下，组织均衡化后与常规影像的比较，显然组织均衡化后的影像为临床提供了更多的可视信息。

计算机辅助诊断（CAD）最初（1998年）是以计算机辅助诊断探测仪的形式出现，将模拟的乳腺照片影像通过这种探测仪转换成数字信息，然后由内置的病例分析软件进行分析、处理，最后给出一个诊断的参考意见。1999年北美放射年会（RSNA）就有60多篇CAD的论文发表。

在这里，我们要特别的提出CAD扮演的是第二读片者的角色，最终的诊断还是要由医师作出判断。

计算机辅助诊断（CAD）的目的是，改善诊断准确率和重复性的同时，缩短读片时间、提高诊断效率。

CAD已在乳腺、胸片、血管造影像、CT图像的一部分发挥着作用。如CAD对乳腺微小化的检测灵敏度为100%；肿瘤检测灵敏度为58%。CAD在肺结节、气胸、肺间质病变、关节炎、骨质疏松症、异物的检测上又很高的灵敏度（图1-4-30、图1-4-31）。

CAD与数字影像的结合要比胶片有更好的效果，其原因是平板探测器具有较低的噪声、较高的动态范围和DQE。当你对一幅屏/片影像进行数字化时，你就会受到这幅不能改变的图像的限制。如果这是一幅曝光过度或不足时，计算机就面对较少信息量进行辅助探测。而数字影像具有更多的灰阶等级，即更多的信息。同时，数字影像更加便利，你可以在工作站上观察影像时调用CAD，仅仅是一个按键的操作。

CAD将成为对基因易感个人用任何影像方法进行筛选的主要组成部分。使用神经网络计算机已被输入正常及正常变异的信息，能够识别完全正常的表现。CAD对乳腺及已认定的人群普查，如重度吸烟者的胸部定期检查。CT、MR计算机辅助冠状动脉造影筛选将成为可能，可以在高危人群中发现早期粥样硬化。CAD在仿真CT、MR结肠镜的筛选中，消除感观的失误。CAD的作用已经越来越被临床认可。

图像无缝拼接有两种方法，一是床体自动移行；一是图像通过计算机自动拼接。

图像无缝拼接的临床意义在于精确测量脊柱侧弯的角度和长度；减少对儿科患者的X线辐射、急诊外科对多发性骨折的快速检查（图1-4-32）。

利用平板探测器的DR已经可以获得骨密度测量的功能（图1-4-33）。

它在X线摄影室内进行BMD检查，它可以进行骨质分析、骨折危险性评估、形态学测量，与常规骨密度测量相比，患者流通量可增加4～5倍。

在介绍体层合成这个新技术之前，我们先讨论一下常规体层摄影。在直线体层摄影中，暗盒与X线球管以选定的层面为中心作相对的匀速运动，以获取中心轴面的锐利影像。常规体层摄影中，当我们需要获取多幅层面的影像时，你必须重新装入暗盒并进行另一次的全剂量的曝光。

如果，我们将数字平板探测器替代暗盒，我们就可以真正的在计算机中变换影像而不用机械装置进行变换，在X线球管的一次运动中就可以得到所有平面影像（图1-4-34）。因此，我们可以在体层合成中获得一系列低剂量影像。实验表明，8幅乳腺体层合成的影像剂量才与一幅屏/片乳腺摄影的剂量相同。

体层合成成像将走向何方？或者是说，体层合成技术的潜在用途在哪里？首先，它在乳腺体检尤其是乳房致密妇女的筛查中具有优势。在常规乳腺摄影中，重拍片往往是针对致密型乳房的结果。然而，当你同时有几幅乳腺图像时，重拍片自然就会避免。

其次，在体层合成新技术下，多焦乳癌的定性和定位也可以在减少乳房压迫的情况下进行。因为，此时你已经不必利用加压来平铺乳房中的组织结构，体层合成X线管运动的本身就会使组织散开，基本上你只要通过压迫保持乳房静止即可，而无需使用常规乳腺摄影的压迫程度。

美国放射专家对体层合成技术研究成果的评价，发表在1998年美国“Radiology”杂志上。其评价是由3位有经验的乳腺影像诊断专家对乳腺病灶可视性的判断。诊断专家的右侧是体层合成，左侧是常规体层摄影的评价结果。每一个样本分别以病灶可视性、边缘可视性和诊断可信度3个指标进行评估。2分意味着意味着影像在这个成像技术中可明确识别。除在脂肪性乳腺中一个大的病灶外，体层合成与常规体层相比，这些影像的显示和辐射剂量方面均具有优势。

目前，体层合成技术不仅可显示分层影像，甚至已经达到容积（三维）显示。体层三维合成的临床意义是：分离重叠的组织结构；多层面显示；提高肺癌检出的敏感性和特异性10%；提高患者流通量25%；；低剂量的三维立体重建显示。

时间减影是将同一个患者不同时间的图像，由计算机通过采集、配准、减影的处理，显示出不同时间段的图像差异或异常病灶（图1-4-35）。

时间减影的临床意义是追踪病变的进展、增强肺癌结节在解剖背景中的显示、增加气胸、肺炎、间质性肺病和充血性心衰的检出（图1-4-36）。

任何1mm癌肿在其生长过程中都会增加一种叫做血管源的血管。如果，我们能够使这些小血管成像就能在较早时段有机会探测到癌肿，发现较小的癌症，在手术前确定癌症范围，以及检测治疗过程和疗效，那将是人们的期盼。现在，所有大的药品公司都在攻关血管源性药物，以切断癌肿的供应血管。

图1-4-37是一根野兔的腿，把它置于全视野的数字乳腺摄影系统中，它在常规成像方法中几乎未发现异常。而图1-4-38是一幅注射20秒后的血管减影，你可以非常容易的探测出癌肿的存在，这些血管都是源性血管。而且，这是一幅未经刻意处理的图像。如果调整像素，它看上去会更加锐利。

我们可以深切地体会到，数字平板探测器DR为高级临床应用提供了一个优异的平台。那么，我们来探讨一下它所以能够做到这一点的关键是什么？首先是要具备快速成像的技术前提。大家设想一下，如果你要进行双能量减影并在高和低能量之间转换，你就必须能够快速读出图像；如果你要进行体层合成，你就必须在单次屏息内获得多幅图像；如果你要进行DSA，你就必须快速成像来避免微细血管的移动模糊。

数字平板探测器DR所以开拓高级临床应用的另一个关键是低噪声。无论是观察双能量减影还是DSA，都需要两幅图像相减，噪声就会增加。如何是这两种减影技术实用，低噪声和高DQE（量子检出率）将是十分重要的。