X射線數字化成像為牙科解決方案帶來變革(二)

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。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射線數字化成像將為放射診斷學帶來哪些變革呢？本文將為你一一介紹。

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?？删幊淘鲆娣糯笃?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最終圖像所需的位數高2至4位的數據。因此，如果需要8位的最終圖像數據，則最初應數字化為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?？赏ㄟ^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。