X射线：医疗/牙科设计注意事项

X 射线数字化成像正在为放射诊断学带来变革。在传统的 X 射线系统中，每个组件中的信号衰退都会消耗大于 60% 的原始 X 射线信号能量。在系统的每一级，X 射线信号都将衰退一定的量，即使是为应用专门优化的独立组件也不例外。因此，一般仅有少于 40% 的原始图像信息可用于生成图像。通过为 X 射线数字化成像添加数字检测器，捕捉到大于 80% 的原始图像信息并使用各种后处理工具进一步改善画质就成为了可能。X 射线数字化技术的其它优势包括：减少患者的服药剂量、通过免除照相冲洗来缩短诊断时间、通过省去照相冲洗药剂来节约成本、图像数据处理以增强所关注的区域并抑制无关信息；可将图像数据与其它源于 RIS/HIS 的患者相关信息相结合；可通过网络连接向任何地方快速传输信息；而且只需最小的空间即可将所需的全部信息存档。X 射线数字化技术包含两种不同的方式：直接转换和间接转换。

直接转换

在直接转换中，平板硒检测器直接吸收 X 射线并将其转换为独立的像素电荷。在间接转换中，X 射线信号首先被转换为光信号，而后被转换为电荷。平铺 CCD（充电耦合设备）阵列和计算机体层摄影均采用间接转换技术。平铺 CCD 转换技术采用多个 CCD 元件通过光纤耦合至闪烁体平板。计算机体层摄影通过光激励平板诱捕电信号，并通过曝光产生图像数据。在两种方式中，与像素上所见的 X 射线强度成比例的电荷将存储在薄膜晶体管 (TFT) 的存储电容中。大量的此类像素均源于平板检测器 (FDP)。通过读出电子器件从 FDP 上读取电荷，并将它转换为数字数据。

下面的方框图展示了通过直接成像以将 FDP 上的电荷转换为数字数据所需的读出电子器件。它具有两条链：采集链和偏置链。在采集链中，其前端为模拟前端，可多路复用不同的 FDP（通道）存储电容上的电荷并将这些电荷转换成电压。偏置链通过媒介偏置及门控电路为 TFT 阵列生成偏置电压。数字控制及数据调节由 FPGA 完成，FPGA 还通过高速接口（串行接口、LVDS、光学接口）对与外部图像处理单元的高速串行通信进行管理。温度传感器、DAC、放大器以及具有高输入电压容忍能力的开关稳压器是其它关键系统块。每个块都必须具有启动引脚和同步频率，以避免与采集链中的其它块串扰。FDP 像素数将决定 ADC 通道的数量和 ADC 的速度。静态或动态采集同样决定 ADC 的速度。静态采集意味着要在小于 1s 的时间内采集单幅图像，而动态采集则意味着图像要以 30Hz 的速度刷新。动态采集适用于更加细致的心脏血管、荧光检查或相关应用，它们在通道数相同的情况下需要更快的数据转换。具有 2MSPS 及更高速度范围且具有绝佳 DC 性能的 ADC 可以良好地工作。

间接转换

对于间接转换，CCD 输出需要相关双采样 (CDS)。信号电平的复位电压和图像信号电平将通过模拟前端 (AFE) 转换成数字数据。AFE 的采样速度由 CCD 阵列中的像素数和帧速率决定。此外，AFE 会校正传感器错误，例如暗流校正、偏移电压和缺陷像素。可编程增益放大器 (PGA) 的存在与否、PGA 的线性度和可用增益范围也很重要，具体取决于信号电平。在数字化过程中，位数将决定图像的对比度。通常，需要将初始数据数字化为精确度比最终图像所需的位数高 2 至 4 位的数据。因此，如果需要 8 位的最终图像数据，则最初应数字化为 10 位以允许在图像处理过程中出现舍入误差。

图像质量的主要衡量指标是“量子检测效率”(DQE)，它结合了对比度和 SNR（信噪比），采用百分数表示。对比度越高且噪声越低，DQE 就越高。对比度是指灰度的阶数，它取决于 ADC 的输出分辨率；通常，14 位或 16 位比较适合于应用。SNR 所指示的不仅是源自 ADC 的 SNR，而且是系统的 SNR，它受 X 射线剂量、像素尺寸和所有电子组件的影响。可通过增加 X 射线剂量、增加光电二极管间距和降低电噪声来提高 SNR。增加 X 射线剂量会对患者或操作人员造成伤害。增加光电二极管间距也行不通，因为这样做会减小空间分辨率。降低源自系统内电子器件的噪声将是主要的挑战。系统中的总噪声是：信号链上所有噪声成分的平方根之和（假设这些噪声成分没有关联）。这意味着包括 ADC、运算放大器和基准在内的所有部分都必须具有超低噪声或重度过滤（如果适用）。温度稳定性是另一个重大挑战。由功耗造成的内部温度升高可能会偏移灰度级别并使图像失真，在动态采集过程中尤其如此。因此，ADC、运算放大器和基准应该具有较高的温度稳定性。