4.3 数字X射线成像

4.3.1 概述

传统X射线成像属于模拟成像。影像一旦形成，其图像质量也确定了，不能利用目前迅速发展的数字图像处理技术进行处理加工，加之传统影像胶片的存储、检索管理，以及在远程医疗过程中的传输问题，都逐渐显出传统X射线成像的一些弊端。随着计算机技术、图像处理、网络技术的不断发展，X射线成像的数字化已是不可阻挡的潮流。X射线成像的数字化包括数字透视与数字摄影。X射线影像的数字化人们首先考虑的是利用某种专门的读出装置对传统屏-片摄影得到的胶片图像进行某种数字化扫描，这个方法称为胶片的数字化。尽管胶片数字化一定程度上可以实现数字化的目的，但其仍然依赖胶片，以及其有限的分辨率都促使人们研究更理想的数字化方法。根据采取的方法的不同，数字摄影可分为飞点扫描法、线扫描法、计算机放射摄影法和直接数字摄影法。

1.数字透视

数字透视（digitalfluoroscopy，DF）也称数字荧光摄影（digitalfluorography，DF），其系统的主要部件为影像增强器、电视摄像机、AD转换器、计算机。电视摄像机将影像增强器输出的光信号变为视频信号，AD转换器将视频信号数字化后送入计算机，计算机对信号进行处理后显示出来。DF的摄影速度快，对比度好，目前不仅能够做静脉造影，也能做动脉造影，适用于需要较快速度而对影像质量要求不太高的场合（如体检）。DF是X射线成像数字化过程中应用较早的技术，如数字减影血管造影（digitalsubtraction angiography，DSA）、数字点片（digitalspotimaging，DSI）等。

由于光在输入与输出屏上的扩散导致图像模糊，影像质量逊于X射线胶片。由于摄像管的动态范围小，使得DF的动态范围有限。另外，增强器的视野小限制了观察的范围。

2.扫描投影放射摄影

扫描投影放射摄影（scannedprojectionradiography，SPR）是利用点或线状检测器对X射线成像进行数字化的方法，包括飞点扫描法和线扫描法。

飞点（flyingspot）扫描摄影就是先将X射线管发出的X射线准直为一很细的X射线束，这束很细的X射线通过被检者的身体进入探测器，在探测器内由荧光物质转换成可见荧光，被反光材料反射至光电倍增管变换为电信号，输出一个与入射X射线强度成正比的电脉冲。当位于X射线管与探测器之间的被检体以一定的速度相对于X射线管和探测器作平行移动时，这束很细的X射线相对于对被检体进行“行”扫描，不同时刻透过被检体的X射线转换成的电脉冲串就代表了被检体该“行”中各点物质结构的信息。将该脉冲进行转换后，按顺序一行一行地存储起来，就可以组成一幅二维X射线数字影像。

飞点扫描方法的优点是在任意时刻，物体只有一个“点”接受X射线照射，因而散射非常小，对散射线抑制强，散射线对影像的影响非常小。如果提高对图像信号的采样率，则可获得空间分辨率更高的X射线数字图像。由于所用的光电倍增管灵敏度高，因此可以相应降低X射线的照射量。其缺点是机械结构十分复杂，图像的“行”有轻微的扭曲失真，扫描时间较长（约为5秒）。

线扫描法是用一个与一维探测器组（线阵探测器）在同一平面内的狭缝准直器将X射线准直成一扇形X射线束，当扇形X射线束通过被检物体到达探测器后，由探测器转换成具有被检测物体上某一行信息的电信号，这个电信号经AD转换后，变为X射线数字影像中的“行”。成像时，使被检体相对于扇形X射线束和探测器作平移运动，探测器将不同时刻探测到的X射线转换成按“行”分布的电信号，这些按行分布的电信号经AD转换后并按顺序存储起来，即是二维数字影像。利用线阵探测器扫描。可兼顾散射抑制，扫描时间降低等要求。

用做线扫描的X射线被准直成为一很薄的扇形束。在任一瞬间只照射人体某一很薄的截面，因此人体在任一时刻的散射体积很小。在这一很小的散射体积中，只要角度稍微大一些的散射线就不可能落在探测器上，所以线扫描系统在保留图像高对比灵敏度的基础上，具有高效的散射抑制能力。因此这一类的方法的关键在线阵探测器的选取，其灵敏度和分辨率取决探测器的结构。本章4.3.5节将要介绍的多丝正比电离室数字X射线摄影系统就是典型的线扫描数字化方法。

与DF相比，SPR系统具有较低的散射几何条件，对点检测器而言，几乎没有散射线。在检查过程中允许工作人员在患者身边，这对严重受伤的患者来讲，具有重要意义。SPR系统具有较高的检测器精度和效率及完美的低对比度灵敏度。另外该方法也可容易地构成一幅大视野影像。但由于X射线源的使用效率低、X射线管热负载高及光通量较低。特别是较慢的扫描速度，限制了有效的瞬时分辨率和图像的帧率。而DF在快速帧率上的优越性使得它特别适合于数字造影血管减影。虽然如此，但扫描投影放射摄影散射少，清晰度得以提高，使得它很理想地适合能量减影。

4.3.2 胶片的数字化

胶片作为影像信息载体容易受到环境的影响而发生变化（如发霉、污损），临床上产生的大量胶片也不便管理和查阅。将胶片数字化，可以实现无失真存储，稳定性高，更便于交流和分析，利用数字图像处理技术还可图像进行处理、远程诊断等。在提及X射线摄影的数字化时，人们首先想到的是胶片的数字化，因为目前大量的医院都正在使用屏-片式的X光机，短期内淘汰更换为数字式设备不太可能。事实上，新的屏-片设备还在不断进入市场。面对现实，如何让现有的胶片也能进入数字系统就成为一个重要问题。

胶片数字化就是把胶片上几乎是连续变化的光学密度信息转化成数字影像的过程。目前实现胶片数字化主要有三种途径，包括①CCD数码照相机；②基于线阵列CCD的光透式线扫描仪；③激光逐点透射扫描仪。也可以从对胶片采样维数的角度看，CCD数码照相机是对胶片进行一次性的“面扫描”，光透式线扫描仪是对胶片进行一行接一行的“行”扫描，而逐点透射扫描仪则是对胶片进行一个点接一个点的“点”扫描。

1.CCD数码照相机

1980年代初就进入市场的CCD数码照相机可以很快把胶片数字化，用手工调整光圈和聚焦操作，可以保证把适当的信号摄入电荷耦合装置（chargecoupleddevice，CCD）实现数字化。图4.11是该方法的原理示意图。该方法类似于传统胶片的灯箱诊断，只不过这里用照相机代替了人眼。CCD相机在数字化过程中不需要移动胶片，方便而快捷。但数码相机由于光的散射和闪烁大大减少了有效的动态范围，依赖于所选CCD芯片，本方法适合的光密度在2～3范围内，与放射科所用胶片的动态范围相比还有一定的差距。前面已经介绍过传统胶片的动态范围是0.2～3.2个光密度，有些还可以达到0.15～3.6个光密度，其对应的光强变化的动态范围大约在1000∶1。这种变化范围已经超出了普通电子学电路或者光电器件的线性范围。

受CCD阵列像素数的限制，为了得到足够的空间分辨率，只能对胶片上较小的一个范围进行数字化，这个小范围一般选5cm×5cm或10cm×10cm，这远小于典型的胶片尺寸20cm× 25cm或35cm×43cm。由于这些缺陷，现在临床上很少有使用CCD数码相机进行胶片数字化的了。

值得指出的是，也有使用CMOS芯片照相机的，但其信噪比较低，相信在未来技术的发展中会得到改进。

2.线阵列CCD扫描仪

基于线阵列CCD的光透式线扫描仪的工作原理如图4.12所示。条状光源发出的一行光束透过胶片后进入透镜，聚焦之后的透射光送到线阵CCD探测器，信号被电路收集放大之后实现模数变换（ADC）并送计算机处理、显示、存储。胶片的一行灰度信息会同时被探测器采集。胶片在转动滚筒的带动下运动，以便系统一行接一行地采集完整幅胶片。透过胶片的光强度理论上是连续变化的，代表了胶片影像的有用信息。

线阵列CCD扫描仪在扫描速度与因散射导致的有限动态范围之间取得较好的折中，光学分辨率可达1600×3200dpi。这类数字化扫描仪的主要局限是CCD的噪声以及对高分辨率胶片影像数字编码的位数，噪声限制了CCD响应的线性动态范围。

3.激光逐点透射扫描仪

激光逐点透射扫描仪是目前在医学临床使用最为普遍的胶片数字化机。这类胶片数字化设备包括激光光源、多重反射镜、集流计、光收集器（含光电倍增管）、数据处理单元（含模拟对数放大器、模数转换器等）和胶片传输机械系统组成。图4.13是这种装置的结构和工作原理示意图。这些器件都可以在计算机的控制之下一个点一个点地获取胶片数字化后的影像数据并对数据进行必要的处理，最后将数字化后的图像显示、存储。激光束传送光路以及胶片的传送决定了激光在胶片上的位置，通过编码在横向和纵向形成一个二维的影像矩阵。

这里使用的激光光源一般是He-Ne气体激光器，波长为633 nm。也有使用固体二极管激光器的，其波长在670～690nm之间，其中680nm的红光用得较多。系统的光路从激光光源开始，通过三棱镜和平面反射镜的光学元件进行导向和展开成胶片的宽度实现对胶片的扫描。胶片的运动速度为每秒75线（lines/s）。光路中的部分光还被传送到一个参考探测器，主要用于检测整个扫描期间光强的变化，以便在变化比较大时进行归一处理。在一些高档的产品中还提供各种分辨率的多种光源的选择。激光束的快速扫描通过一个集流计或者多面反射镜把光投射到扫描头上。光收集器用于收集透过胶片的激光束并把光耦合到光电倍增管，通过光电倍增管转化成随光强正比变化的电信号。一个非线性的放大器（一般是对数放大器）把信号放大到可以进行模数变换的水平（0～10V），模数转换后送到计算机处理。

4.光透射类扫描仪的技术分析

前面介绍的线阵列CCD扫描仪和激光逐点透射扫描仪都属于光透射类扫描仪。在这类设备中，都有把光密度转化成信号强度的过程。然而，这个转化并不是线性的。由于胶片的光密度与光对胶片的透射率（胶片的透射光强与入射光强之比）之间的关系为

式中，I是胶片的出射光强，I0是胶片的入射光强，T是胶片的透射率。也就是说，胶片的光输出强度与胶片光密度之间是一个对数关系。

基于上述原因，电路放大时采用的都是对数放大器，在放大信号的同时，可以使胶片上的光密度在整个系统的动态范围内正比于信号幅度。在系统的动态范围内，模数转换器的位数会直接影响光密度的表达。一个12位的模数转换器，每位数可以提供0.001个单位的光密度，这样在整个动态范围可以数字化的光密度范围在0～4.0。但是，当光强比较弱，光密度值较高时，信号会被噪声掩盖，降低了有效光密度的范围。如果不考虑噪声的影响，而模数转换器的位数达到16位时，可转换的动态范围超过65000个等级，从而可以得到非常高的光密度范围值。

胶片数字化设备的空间分辨率也是一个关键技术指标。胶片数字化的空间分辨率主要依赖于在水平和垂直方向上有效取样的间隔和取样时的光窗大小（激光有效光斑尺寸和像素大小）。电子学系统的带宽（取样率）也影响取样的有效空间分辨率。胶片的传送速度保证水平和垂直取样的间隔精度。不少系统具有多分辨率的选择，每个分辨率情况下都要分别测量和鉴定。胶片数字化设备应该在水平和垂直两个方向上都能达到符合采样定理的空间分辨率（线对数/毫米）或者采集光窗孔径的一半的空间分辨率。

机械运转精度也和最后的空间分辨率有关。胶片数字化设备横向和纵向的几何精度是不同的。在横向上，主要依赖于束流扫描的均匀性和光斑大小的精度；在纵向依赖于扫描一行所需要的时间的准确度以及胶片传送的机械精度。总的机械精度取决于这两个精度的综合结果。

扫描速度也是数字化机的重要指标之一。激光逐点透射系统对35cm×43cm规格的胶片扫描时间一般要20～70s，依赖于扫描时选择的数字化方式以及空间分辨率，这是三种数字化方式中最慢的一种。

4.3.3 计算机X射线摄影术

1982年日本富士胶片株式会社率先开发成功的计算机X射线摄影（computedradio-graphy，CR）是目前广泛接受的主流数字化摄影技术。CR不需使用胶片，而以一种专用的成像板（imageplate，IP）对来自人体的射线进行信息采集，然后通过专门的读取设备读入存储在IP中的图像信息并送入计算机进行存储、处理和显示，所以，CR的关键技术是IP和IP所存信息的读出。

1.成像板

代替传统X射线摄影系统中的胶片，IP是记录CR系统成像的载体，一般IP的尺寸与摄影用的胶片相同，都是20cm×25cm。图4.14是一个典型IP的结构图。其中保护层多由聚酯树脂构成，要求透光率高，不随外界温度和湿度的变化而变化，一定程度耐弯曲和磨损。使用保护层的主要目的是防止IP使用过程中的摩擦过度弯曲等造成的损伤；基板主要是支撑作用，也由聚酯树脂纤维构成，厚度在200～350μm。荧光层是IP的核心层，该层是将一种具有光激励发光（photostimulatedluminescence，PSL）特性的物质溶于有硝化纤维、聚酯树脂等构成的多聚体溶液中，再干燥而成。

与普通的荧光物质不同，具有光激励发光特性的物质的最大特点是其经过一次光照射（一次激发）后，能将一次激发光所携带的信息储存在物质内，当该物质再经过一定光照射（二次激发）后，物质发出的荧光能反映一次激发光的某些特征。物质的这种现象称为光激励发光（PSL）。具有PSL特性的物质包括硫化亚铅、聚硅酮、钻石或氧化类化合物及无机物。

通常PSL物质发出的荧光非常微弱，难以测量利用。研究发现含有微量铕离子（Eu2+）的氟卤化钡晶体（BaFX：Eu2+，X=Cl，Br，I），在已知的PSL物质中荧光作用最强，是IP中荧光物质的最佳材料。发光机理研究显示，氟卤化钡晶体受X线照射后电离而形成电子-空穴对，这些带电粒子在PSL晶格中累积并能保持一段时间，在成像板中形成潜影（latentimage）。曝光后的成像板在一定波长的可见光进行二次激发时，受激光激励释放累积的带电粒子，致Eu2+向其低能级跃迁，发出可见荧光，这就是光激励发光现象。

事实上，氟卤化钡晶体存在的光激励发光的机理尚不完全明了，很多问题还在研究中，然而，其发光特性在实验中已总结出来了。

（1）当X射线初次照射掺杂2价铕离子的氟卤化钡晶体时，其吸收光谱在37keV处有一陡峭的吸收增加（见图4.15），这是晶体中钡原子的K吸收边缘（吸收限）现象所致。

（2）被X射线激活的掺杂2价铕离子的氟卤化钡晶体在受到二次激发光照射时，作为发光中心的2价铕离子可发出波长峰值约为390～400nm的蓝紫色荧光，图4.16表明氟卤化钡晶体在受到二次激发光照射时强度与其波长的关系。

（3）对二次激发所用激发光的研究表明，二次激发光的波长对PSL物质的发光强度有影响。二次激发光的最大激发波长出现在600nm附近，即以波长为600nm的光对储存有潜影的IP进行二次激发得到的PSL物质荧光强度最强，故实际操作中都选用波长为633nm的He-Ne激光器作为二次激发光的光源。图4.17是二次激发光的波长对PSL物质发光强度的影响关系。

另外，由于二次激发光波长（600nm左右）的峰值与携带有影像信息的PSL荧光波长峰值（390～400nm）有显著差异，因而在读取影像信号时，IP的入射二次激发光与出射荧光很容易区分，激发光对荧光的影响很小，提高了影像信号读取的信噪比。

（4）在二次激发光相同的条件下，氟卤化钡晶体发出荧光的强度主要取决于作为一次激发光的X射线的照射量。图4.18表明了一次激发所用的X射线照射量与PSL物质发光强度之间的关系。从图上可以看出，IP二次激发后出射的荧光与一次激发光的照射量具有很好的线性关系，且符合线性关系的动态范围较大。这个特征表明，IP能通过微小的X射线吸收剂量差，辨别出不同的组织结构；能在大范围的射线照射量改变中得到正确的数字化影像。

（5）IP在存放的过程中，原来储存在晶体内的能量会逃逸，因而在存放一段时间后再二次激发，PSL物质发出的光强会减弱，这种现象称为消褪（fading）。图4.19是IP二次激发时发出的荧光光强随存储时间的变化曲线。从图中看出，光强随时间的衰减并不快。然而，临床上一般要求IP存放的时间不要超过8h。

IP荧光发生的时间特性是衡量成像板质量的一个重要指标。当二次激发光源（如He-Ne激光器）激发IP中存储的潜影时，IP中晶体发出的荧光会经历从产生到峰值、最后逐渐衰减的过程。理想的情况是当被X射线一次激发的PSL物质受到二次激发光光照射时，能立即产生荧光；一旦停止照射，荧光立即消失。实际情况下荧光并不会立即消失，而是在逐渐衰减。一般定义从荧光产生到荧光强度衰减至峰值的1/e时的时间间隔为光发射寿命（lightemission life），用来衡量PSL物质的时间特性。光发射寿命越短，PSL物质的时间特性越好。如果光发射寿命较长，则可能导致在读取信号的过程中，已经扫描过的地方仍在释放荧光，对正在被读取的荧光造成干扰，降低信噪比影响图像质量。表4.2给出了几种典型PSL物质的光发射寿命，其中氟卤化钡晶体是应用最为广泛的一种，其光发射寿命约为0.75μs，这个时间对从IP中读取图像信息来说已是相当理想，完全可以保证高密度读取大面积影像信息而不产生重叠干扰。

2.潜影的读出

来自人体出射的X射线对IP曝光后，IP就存储了含有人体密度信息潜影。要将潜影读出并转换为数字图像信号，需要使用如图4.20所示的激光扫描装置，也称为光激励发光扫描仪。

随着图中高精度电机带动IP匀速移动，He-Ne激光器发出的激光束由摆动式反光镜或回旋式多面体反光镜反射，对IP整体进行精确而均匀地扫描。同时，随着激光扫描，由PSL物质释放出的荧光被自动跟踪的集光器收集，进入光电倍增管转换为相应强弱的电信号，放大后由A/D转换成数字信号。这一过程反复进行，扫描完整张IP后，则得到一幅完整的数字化影像。

许多因素会影响CR图像的质量。除了X射线成像中存在的普遍因素外，CR系统中还包括PSL物质的性能和读取装置的光电配置。

（1）PSL物质的颗粒度和读取装置的光电特性会影响图像的空间分辨率，导致CR图像的分辨率低于传统X射线摄影。PSL物质的平均颗粒直径在4～7μm，比X射线摄影用胶片上卤化银颗粒平均直径的1.71μm大不少。颗粒线度大，发光强度增加，但影像的空间分辨率降低。

（2）二次激发中使用的激光是以点扫描形式来完成影像的读取，点的直径大小、荧光的散射都会影响图像的模糊度，进而影响图像的对比度和空间分辨率。

（3）CR影像中的噪声可来源于X射线被IP吸收的过程中，也可来源于光电倍增管在把荧光信号转换为电信号的过程中，还可能来源于IP的结构、电路、数字化过程等。

3.CR的优势与局限

CR的主要优势就是其数字化成像。可以数字图像处理改善图像质量，可以长期保存，可以远程传输；动态范围比传统X射线摄影大几个数量级，对组织密度的些微差异就可以在CR图像上反映出来；由于PSL物质对射线的高度敏感性，正常CR成像摄影时，需要的X射线剂量比传统胶片成像小；应用范围广，包括平片摄影、断层摄影、造影和各种减影等，且IP可以重复使用。

CR的主要局限是时间分辨率差，不能进行动态摄影；空间分辨率比胶片摄影稍差。

设某CR系统所用IP的尺寸为35.56cm×43.18cm（14英寸×17英寸）。如果要数字化的图像像素为2000×2510（目前CR转换的典型像素数为2000×2000或稍多），那么每个像素在图像两个维上的尺寸分别是

可见，每个像素的大小为0.18mm×0.18mm，转换为线对（linepairs）表示就是

相比于传统屏片摄影的6～7线对/mm，CR的空间分辨率是差一些。

4.3.4 直接数字摄影术——DR

前文所述的CR能在相当程度上较好地实现X射线摄影的数字化，但IP上的潜影仍然是模拟信号，数字化过程是在读出过程中完成的。考虑到CR的时间分辨率较差，难以满足动态摄影要求，很自然地，1990年代初人们提出能否对接受人体出射X射线（这些射线已形成射线影像）的载体（如普通摄影中的胶片、CR中的IP）直接进行数字化的问题，这就是直接数字化X射线摄影（directdigitizedradiography，DDR）。1995年11月的北美放射年会上，美国杜邦（Dupont）公司发布了基于硒材料的直接转换静态影像平板X射线探测器，以半导体平板探测器（flatpaneldetector，FPD）为模数转换媒介开发的直接数字化X射线摄影系统开始由实验室走入临床。习惯上将借助于FPD实现数字化X射线的技术简称为数字摄影（digitalradio-graphy，DR）。

DR是指采用一维或二维的X射线探测器直接把来自人体的X射线影像信号转化为数字信号，送入计算机进行处理、显示、存储、传输的技术。DR的优势包括时间分辨率明显提高，在曝光后几秒内即可显示图像；患者受照射剂量更小；具有更高的动态范围和更大的对比度范围，空间分辨率与胶片成像相当，图像层次更加丰富；操作快捷方便等。

根据数字化过程中工作原理的不同，目前DR使用的X射线探检测器分为两种：直接转换平板探检测器和间接转换平板探测器。

1.直接转换平板探测器

直接转换平板探检测器多利用非晶硒（amorphousselenium，a-Se）作为光电转换材料，也有用碘化铅和碲化锌镉的。约0.3～0.6mm厚的光电转换材料这些可将来自人体的X射线强度转变为对应的电信号。用薄膜半导体（thinfilmtransistor，TFT）技术可在一玻璃基层上组装了几百万个探测元阵列，每个探测元包括一个电容和一个场效应管，对应图像中的一个像素，其大小为0.139mm×0.139mm，也就是说，每个像素的大小为0.139mm×0.139mm，也就是3.6lp/mm，这个分辨率接近胶片—增感屏成像方式。如此，在7英寸×8英寸的范围内探测元的数目是1280×1536。探测元被安排成二维矩阵，按行设门控线，按列设图像电荷输出线，如图4.21所示。

来自人体出射的X射线经受了不同密度组织的衰减后，照射在非晶硒层时，光导半导体材料俘获入射的X线光子，由于非晶硒的光电性能，它会产生与入射X射线强度成正比的电子—空穴对，通过几千伏电压的电场作用，使产生的空穴对分离形成运动电荷。电荷沿电场方向运动并被探测元阵列中的电容无丢失地收集起来。仅有吸收了射线的探测元上才发生电容对电荷的收集，且收集电荷的量与射线强度成正比。读出时，某一行被给予电压，这一行中场效应管形成的开关就被打开，电荷从被选中行的所有电容中沿数据线同时流出。

扫描电路按顺序逐一读取每个探测元电容中的电荷，并将电信号放大后转换为数字信号进而形成数字图像。

2.间接转换平板探测器

与直接转换平板探检测器利用非晶硒作为光电转换材料不同，间接转换平板探测器是先用荧光材料层将来自人体出射的X射线转化为可见光，再通过非晶硅光电二极管和TFT形成的探测元阵列将与射线强度成正比的电信号送给放大电路，如图4.22所示。

间接转换平板探测器中使用的荧光材料多采用碘化铯（CsI）闪烁晶体，也有用非晶硅的。闪烁晶体通常由高原子序数的物质组成，具有高的射线吸收能力并将吸收的X射线转化为可见光光子。当掺入铊（Tl）时，CsI可激发出550mm的可见光，正是非晶硅光谱灵敏度的峰值。掺入铊的CsI晶体呈细针状或柱状排列（图4.23），有助于减少可见光的散射量。量子检测效率（detectivequantumefficiency，DQE）是描述数字影像系统输入射线转化为输出影像的效率与能力的指标，该参数有机结合了影像对比度、噪声、空间分辨率和入射X射线剂量几个重要参数，对数字影像系统的对比度检测能力进行定量表述。研究表明，相对于其他荧光材料，间接平板探测器中使用CsI—Tl作为荧光材料，它与非晶体硅之间具有最高的DQE。

探测元阵列中的每个探测元包括一个非晶硅光电二极管和起开关作用的TFT技术的场效应管。开关关闭时，给光电二极管一个外部反向偏置电压，来自闪烁晶体的可见光激发光电二极管产生大小与可见光强度相关的电流。电流在光电二极管自身的电容上积分形成储存电荷。每个像素上存储的电荷量与对应范围入射的射线剂量成正比。读取时，给场效应管加一电压使开关打开，电荷就会从二极管沿数据线流出，以电信号的形式读入信号处理单元（图4.24）。

间接平板探测器中像素的典型尺寸是0.143mm ×0.143mm，也就是3.5lp/mm。在432mm×432mm（17英寸×17英寸）的范围内像素数是3120×3120。

3.DR的优势

平板探测器的一个重要特点就是它具有较高的检测效率DQE。常用平板探测器的DQE大于65%，而CR系统中使用的IP的DQE近似为35%，传统屏片系统的DQE约为25%。由于DQE较高，平板探测器就可更为有效地利用射线剂量，这对降低患者的吸收剂量，改善图像信噪比都有重要价值。

DR的最大优点是完全克服了非直接转换技术探测器由增感屏或闪烁体中的光线散射造成的图像模糊效应，加之数字化过程中的环节减少，避免了影像中有用信息的损失，因而有较高的空间分辨率。图4.25是一个用DR完成的胸片影像。一般用于胸部X射线摄影的平板探测器的像素线度大小为200μm（也就是2.5lp/mm），目前已开发出用于乳腺摄影的专用平板探测器，其空间分辨率可达50～100μm，（约为5～10lp/mm）。

扫描系统从大面积TFT矩阵中读取数据的时间为5～7s，然后向感应介质表面行高压放电，清除感应介质的潜影和储存电容中的电荷，这样的恢复过程约需13s左右，故DR的两次摄影间隔不应小于20s。尽管这样的成像速度对临床普通的摄影不会产生什么问题，但目前DR尚不能满足临床快速连续摄影X射线造影检查的需求。目前，DR技术研发的焦点是提高平板探测器的动态显示能力，进而实现直接透视和动态图像的实时采集。

4.3.5 线扫描直接数字摄影术——多丝正比法

事实上，直接数字化X射线摄影（DDR）存在两种截然不同的模拟信号数字化思路，一种是上一小节讨论过的借助于FPD实现数字化X射线的DR技术，另一种则是所谓线扫描直接数字化X线摄影系统。目前常用的线扫描探测器有多种，如线（扇）形扫描阵列探测器、静态电荷探测器（kinestaticchargedetector，KCD）、多丝正比室（multiwireproportionalchamber，M WPC）探测器、采用CsI的CCD多线阵探测器、硅光电二极管探测器（silicon photodiodes detector，SPD）等。本小节重点关注借助于M WPC探测器形成的线扫描数字X线摄影系统，讨论其原理与应用。

1.系统构成

M WPC探测器的核心器件是多丝正比电离室。使用了M WPC探测器的线扫描直接数字化X线摄影系统由安装在扫描机架上的X射线管、多丝正比电离室及数据采集系统及电气控制系统、计算机图像处理与显示系统等组成，如图4.26所示。机械扫描机架使X射线管、准直器及多丝正比室一起同步沿垂直方向作匀速运动，到一个位置作一次水平的探测记录，扫描到一定行数（640或1280）就完成一幅X射线图像的拍摄。X射线管和探测器的数据采集系统都由计算机控制，从数据采集系统获取数字图像信息。计算机将所获取数字图像信息进行处理，并在显示器上显示。图像可暂存在主机或直接输出打印、或传送到诊断工作站进行再处理及输送到图像存储系统存储。

X射线管发出的射线被准直器准直为从水平缝隙出射的一个线状断面扇形波束（宽×高：200mm×1mm）。射线经患者人体后再经过一个约1 mm高的准直器缝隙进入多丝正比电离室。患者前后准直的安排消除了大多数的散射线。由于X线管与探测器的距离超过1.3m，因此进入多丝正比电离室缝隙的射线中心部分接近于平行。中心对边缘的夹角仅8.6°左右，对成像视野的放大仅为1.2～1.5倍。包含了640通道或1280通道的探测器记录穿过患者的线状射线束。在一行的曝光时间内，计数器中积累的信息写入计算机存储器内，然后开始计录下一行的信息。整个曝光过程完成后，在计算机内存中形成一幅640×640或1024×1024矩阵的数字图像。

2.多丝正比电离室

电离室内由金属丝制成的阳极面和两个阴极面、漂移电极及壳体构成，壳体内充满工作气体。电离室的结构如图4.27所示。图4.28是一个实际的多丝正比电离室图。

（1）阳极

阳极平面是由很多根等间隔的金属细丝制成，位于两个阴极平面之间。常用的金属丝为镀金钨丝、镀金钼丝、钨铼合金和软不锈钢丝。对这些金属细丝直径的均匀性要求高，直径的不均匀将导致气体放大倍数的不均，也就是说将导致输出脉冲幅度的不均匀，进而影响图像的质量（若丝的直径发生变化，则丝上的电荷密度也要发生变化，导致气体放大倍数的变化）。金属丝的尺寸一般为10μm、20μm、25μm和40μm，其中又以10μm尺寸的金属丝在医学辐射检测方面应用最多。金属细丝表面不能有局部的损伤，以免在室中形成局部的高电场区域而引起放电。金属丝的两端都焊接固定在阳极框架上，丝之间则相互绝缘。框架是由印制电路板经过光腐蚀制成，用接插件与电子元件相连。

（2）阳极丝丝距

阳极金属丝之间的距离直接影响多丝正比电离室探测器的空间分辨率和时间分辨率。丝距越小，空间定位的精度就越高，时间分辨率也越好。但是，丝距的减小会通过减小阳极对地电容影响单位丝长度上可保有的电荷数。尽管增加工作电压可以改善电荷的保有数，但会使电离室工作的稳定性下降，易发生击穿和电晕现象。总之，丝距的减小是有限度的。目前医学临床上应用的多丝正比室丝距一般在300～500μm。未来采用微带加工工艺在绝缘板上蒸发出阳极收集极，阳极丝间距最小可做到35μm。

（3）阴极

阴极平面也是用细金属丝平行等距地拉在阴极框架上制成，通过数兆欧量级的保护电阻与直流负高压（可达3kV）相连，用高压滤波电容接地。用于阴极的金属丝材料与阳极金属丝相同，但丝的直径一般为100μm，丝距多数也是在300～500μm之间。阴极丝的方向大都在阴极平面内与阳极丝垂直。

（4）漂移电极

为了使多丝正比室被射线电离的离子产生合适的运动，漂移电极上通常要加6kV的负高压，否则，探测器的计数值会很小。

（5）气体

密封于多丝正比室中的气体多是混合惰性气体，主要成分是氙气或氩气，两者在混合气体中的占的比例超过70%。这两种混合气体在电离室中运行安全，能量线性好，有较高的气体放大倍数，价格便宜。混合气体的其他成分包括二氧化碳、异丁烷、甲烷、丙烷、溴化烷等之一或之二，占20%左右。多丝正比室内的气压约为202.65kPa，合两个大气压左右。

（6）工作过程

从患者人体出射的X射线光子通过多丝正比室的入射窗口进入漂移区内，引起室内惰性气体分子电离，生成的初级负离子（电子）在电极形成的电场作用下通过上阴极面渗入多丝正比室的正比区，在强电场（104～105V/cm）的加速作用下奔向相对高电位的阳极，其携带的高能量足以使介质气体的原子分子产生新的电离而在离阳极金属丝表面1μm处发生电离“雪崩”。电子越接近金属丝，电场越高，因而导致电荷雪崩式增加，结果在金属丝上收集到的电荷比原始电离电荷增加许多倍，故正比电离室对电荷有放大作用，具有较强灵敏度。作为电荷收集电极的阳极收到的电荷数为ANe，这里e为电子的电量，N为初级电离产生的一次离子（包括一个正离子和一个电子）的对数。显然，阳极收到的电荷数比初次电离大了A倍，这里的A称为气体放大倍数。一般电离室的A可达100～10000。高速电子飞向阳极丝使电位变化，前置电路检测到阳极电位达到阈值的范围，便输出一个脉冲。每根阳极丝都有信号输出，输出的路数可达640或1024通道。单根阳极金属丝接收电荷并放大输出的示意电路如图4.29所示，其中将上下阴极板画成了圆形的。图中从阳极丝收集到的脉冲电压为：

式中，C为阳极对地电容。式（4.10）表明，阳极收集到的脉冲电压值与初级电离的离子数成正比。在X射线能量一定的条件下，脉冲电压也与X射线的辐射强度成正比，这个正比关系也就是多丝“正比”名称的来历。

通过分别记录单根阳极金属丝的脉冲电压变化和相邻两根阳极金属丝同时出现的脉冲电压变化等情况，综合分析可以得到很高的空间分辨率、检测灵敏度和检测速度。即使在放射剂量比传统X射线摄影剂量小30～100倍的情况下，还可以得到高质量的数字化X射线图像。

3.多丝正比数字X线摄影的特点

（1）优势

直接将X射线辐射强度转换为电信号进行数字化处理，减少转换环节和信息丢失；由于采用了窄缝隙的前后准直器，线扫描方式消除了超过70%的散射线；由于在多丝正比电离室内正比区发生的电离“雪崩”效应，气体放大倍数由数百到数千数量级，光子检测灵敏度很高，就可以在大大降低照射剂量的情况下得到满意的图像质量。拍摄一幅胸部X射线图像所需的剂量仅为3～5mR，比常规增感屏-胶片成像系统低30～100倍，有望实现对孕妇、儿童的X射线检查。

线扫描的动态范围大，使系统探测灵敏度和密度分辨率的提高没有了障碍，系统能够分辨出一般射线摄影成像看不到的细微的组织密度差异，可在一次拍片中同时再现密度悬殊的组织。

（2）局限

线扫描一幅图像需要一行一行扫描，扫描时间稍长。目前完成一次水平探测记录需10ms，一幅35.56cm×43.18cm（14英寸×17英寸）大小的图像扫描最快5s，这样就不能对（自主的或不自主的）运动器官实现实时摄影。

多丝正比室系统的空间分辨率与准直器水平狭缝的高度及阳极金属丝的间距有关。水平狭缝的高度越小垂直分辨率越高，金属丝的间距越小水平分辨率越高。由于探测器是由金属丝制成的阳极面和两个阴极面构成，受物理尺寸、金属丝间排列的间距和近距离空间放电等因素所限，像素尺寸不能做得足够小，致使图像空间分辨率不高。目前尽管阳极检测通道可达1024，图像的空间分辨率也才只能达到1.6lp/mm，比胶片低得多，与CR和使用FPD的DR系统也无法相比。采用更新工艺（如微带工艺）增加检测通道到2048、空间分辨率达2.5～3.2 lp/mm的系统正在研究中。

另外，室内密封的惰性气体与探测器结构材料之间的相互作用引起的微粒性杂质造成微放电等技术问题也很难克服，需要通过更换所充气体的办法解决，但是经常更换气体会造成成本和操作上的问题。与其他探测器相比，气体探测器的探测效率还比较低，而提高探测效率必须增加气体的压力，解决系统漏气的问题。

4.3.6 数字减影技术

1.数字减影血管造影简介

数字减影血管造影（digitalsubtractionangiography，DSA）是1980年代开始兴起的医学影像新技术，是电子技术、计算机技术与常规X射线血管造影相结合的一种新的血管成像方法。尽管从1923年Berberich与Hirsh首次成功进行血管造影成像开始，经过不断的技术改进，使用造影剂进行血管造影成像在临床上取得了广泛应用和巨大成功，但传统方法的血管造影仍然存在一些重要局限：

（1）传统的动脉血管造影是有创伤的方法，从动脉穿刺插入导管，可能导致局部并发症；插管时可能损伤动脉内膜，引起血栓形成和栓塞。此外，传统方法的动脉造影需要注入高浓度、大剂量的造影剂，毒副反应不可小视，肾功能损害是其中之一。

（2）由于欲检查部位的各种组织，如肌肉、骨骼、脏器等互相重叠，特别是身体较厚、骨结构较多、解剖较复杂的部位，血管影像难以辨认，因而给临床诊断带来困难。

如果把人体同一部位造影前后的两幅图像，在尽可能地对准后相减，就可以获得两幅图像中造影剂所在部位或器官的图像，其他未充造影剂的组织或器官对造影图像的影响都可以消除。1934年ZiedesPlantes首次报告可用胶片做光学减影，指明这种减影特别适合血管系统的造影成像。尽管胶片减影可以降低各种组织和骨骼等无关结构对造影对象成像的影响，但胶片减影会丢失一些有用信息，不能实时显示，操作复杂，消耗大量胶片，故在临床上没有得到普及使用。

随着电子技术、计算机技术和数字图像处理技术的发展，借鉴胶片减影的技术思路，数字减影技术条件下的血管造影显示了巨大的优越性。1980年11月在芝加哥召开的北美放射学会上，美国的威斯康星大学的Mistretta小组和亚利桑纳大学的Nudelman宣布其研制的DSA取得成功，并在会议上展示了三种商用数字减影血管造影装置。

数字减影血管造影是利用影像增强器将透过人体后已衰减的未造影图像的X射线信号增强，再用高分辨率的数字摄像机对增强后的图像进行扫描存储，所得到数字图像称为mask像。mask像就是将来进行相减的基准图像。注入造影剂后拍摄的数字图像称为造影像。将造影像与mask像素对像素相减，所获得的数字图像中，骨骼和软组织等无关结构对血管形成的干扰影像被消除，仅留下含有造影剂的血管影像。图4.30用于说明数字减影血管造影的原理。图4.31是脑血管普通造影图像和数字减影血管造影图像的对比图，从图4.31（a）中可见，脑血管造影图与周围多种组织的图像重叠，尽管血管图像由于造影显得较为突出，但其他无关组织对图像中血管的观察影响不小，图4.31（b）中的血管则一目了然，在图中存在一个血管瘤。

数字减影不依赖胶片，对特定对象可捕捉比胶片摄影更丰富更细致的有用信息，加之采用了计算机图像处理技术，可采用多种多样的减影和图像处理方法，突出关注对象的形态结构和功能特征。目前，数字减影已不限于血管造影，多种其他部位的造影也已进入临床实用阶段，如数字关节造影、脊髓造影、脾门静脉造影等。

2.DSA的物理原理

为了说明DSA的工作原理，假定单色窄束X射线穿越图4.32所示的人体介质模型，设介质是均匀的，在软组织中嵌入了一条血管。由于入射射线与出射射线之间的指数衰减规律，可有

即

式中，μB和μT分别是骨与软组织的线性衰减系数，dB和dT分别是骨与软组织的厚度。由于血管与软组织的密度和等效原子序数都相近，这时将血管看做是软组织。当血管中注入了造影剂（碘剂）后，衰减指数关系变为：

即

式中，μI和dI分别是造影剂的线性衰减系数和厚度。将式（4.12）和式（4.14）相减，即可得到血管中注入造影剂前、后透射X射线的对数差：

由式（4.15）可以看出，减影后的图像信号强度与造影剂的厚度和造影剂与背景软组织线性衰减系数的差成正比，与骨、软组织的物理结构等因素无关。显然，理论上减影图像可以有效消除各种无关重叠组织对充入造影剂的血管图像的干扰。

3.DSA时间减影的模式

在注入的造影剂进入兴趣区之前，将一帧或多帧图像作mask图像存储起来，将其与按时间顺序出现的含有造影剂的造影像逐一进行相减。这样，两帧间相同的影像部分被消除了，而造影剂通过血管引起的高密度部分被突出地显示出来。因造影像和mask像两者获得的时间先后不同，故前述的DSA属于时间减影（temporalsubtraction）。时间减影的不足之处是在摄影过程中，由于患者自主或不自主的体动（身体运动），使mask像与造影像难以精确地匹配，以致减影图像出现由于配准不良产生的伪影或模糊。

根据减影过程中所用的mask像和造影像的帧数及时间不同，时间减影DSA又可分为几种不同的工作模式，简述如下。

（1）常规模式（normalmode）

常规模式就是按照一定规则选取mask像和造影像各一帧，然后相减得到减影图像。具体操作又包括手动和自动方式。手动方式时由操作者在曝光期根据监视器上显示的造影情况，瞬间摄制mask像和造影像。mask像的选定应尽可能在造影剂注入血管前的瞬间，造影像的选定以血管内造影剂浓度最高时为宜。自动方式时由操作者根据导管部位至造影部位的距离，患者的血液循环时间，事先设定注射造影剂至mask像摄取的时间和以及注射造影剂到造影像摄取的时间。这样，mask像和造影像就根据设定而确立，并作减法运算。

（2）脉冲模式（pulse mode）

脉冲模式从造影剂注入血管瞬间起，X射线对成像对象以恒定间隔（可取几ms～几百ms）连续曝光，第一次曝光所得是mask像，以后的一系列像都是造影像。将mask像与系列造影像分别相减，可得到一系列随时间变化的减影像。从减影像可观察造影剂在血管中随时间改变的流动情况。脉冲方式采集图像时，前后各帧图像所接受的射线剂量必须恒定，这要求X射线机要产生稳定的管电压。

当脉冲间隔（曝光间隔）短到每秒可曝光6～30帧图像时，这时的DSA能适应心脏、冠状动脉、主肺动脉等活动较快的部位成像，图像的运动模糊较小。但这时对X射线机的要求较高，因射线管的负荷较大及极短延时的快速控制电路等。

（3）连续模式（continuous mode）

连续模式与透视一样，X射线机连续发出X射线照射，得到造影剂注入后的视频连续信号。这时，DSA系统能以电视视频速度观察连续的血管造影过程或血管减影过程。

这种模式采用连续X线或高频脉冲X线照射。在摄制了mask像后每张图像部与mask像相减，产生一个连续的图像系列。该模式的曝光频率高，能显示快速运动的部位，如心脏、大血管等，单位时间内图像帧数多，时间分辨率高。

除了以上几种模式，DSA还有路标模式、心电触发模式等，在此不再赘述，感兴趣的读者请参阅相关文献。

4.DSA的优势与不足

DSA的图像叠加精确，血管影像的对比度大，用稀释到很淡的造影剂就可显示出被充盈的细小血管。另外，由于计算机技术和图像处理技术的应用，减影几乎可以实时处理，减影和图像处理方式多样，可对图像伪影进行快速校正。

目前的DSA还有不少局限。首先是运动伪影问题。在造影过程中患者移动、心搏、吞咽、肠蠕动等都会影响DSA的影像质量。摄片期间被检部位的运动，使减影用的两幅图像无法配准。运动伪影产生的原因除被检者的体动（自主或不自主）外，也可能是由于DSA系统不稳定所致。

其次，造影剂浓度对图像质量的限制。由于通过静脉途径到达动脉血管的造影剂浓度有限，因此要想显示出直径小于2mm的血管，须由动脉引入造影剂进行DSA检查。DSA要求的动脉造影剂浓度与血管直径近似地成反比，但较大浓度的造影剂对人体的毒副作用近年来已引起人们的关注。

DSA的另一个缺陷是在不进行选择性造影剂注射时，血管的重叠问题。此外，DSA影像质量一定程度上还受被检者的器官状态和精神状态影响。

5.双能量减影

（1）血管碘剂造影

前已述及，由于K层电子对X射线存在吸收边缘或吸收限现象，碘的质量衰减系数在射线能量为33keV的瞬间存在一个大的变化，幅度曲线瞬间的改变非常锐利，参见图4.33。与碘剂的这个特征形成对照的是，人体几种主要组织如软组织、骨骼等的衰减特性随着射线能量的增加而平缓下降。这种鲜明的特性比较给人们一个启示，如果以能量稍低于33keV和稍高于33keV两种不同能量的X射线对注入了碘造影剂的器官在短时间内分别进行数字成像，由于人体组织在这两种相近能量下的衰减情况可能近似看做是不变，而碘剂的衰减在这两种能量下却有相当大的不同。利用碘剂与人体组织对射线不同的吸收特点，将在两个能量下摄制的数字图像进行减影处理，就可以得到碘剂所在的器官或组织的减影图像，从而消除了其他无关组织的影响。

实际操作时，先将碘剂引入待观察血管。估计血管中造影剂浓度最大时，在瞬时用高于和低于33keV能量的射线分别投射，进行数字摄影。由于射线能量控制较为困难，实际操作中一般用一个低管电压（60～80kV范围）和高管电压（120～140kV范围）时射线管发出的射线来近似上述两种双能量的射线。两次摄影时间间隔尽可能短，以减少体动对减影图像的影响。

研究表明，在上述两种管电压下分别摄制的数字图像，相对于低管压下摄制的图像，高管压下摄制图像中的碘剂灰度表达减少大约80%，这时图像中骨表达会减少大约40%，而软组织表达大约减少25%，气体则在两个能量下的图像中几乎不衰减。若将这两帧像相减，所得的图像将有效消除气体影，保留少量的软组织影及明显的骨影与碘信号。若减影前先对130kV管压下采集的影像进行一个合适参数（一般为1.33）的因数加权，则减影处理后可以很好地消除软组织及气体影，仅留下较少的骨信号及明显的碘信号。

（2）两种不同衰减系数组织的分离成像

从图4.34表达的软组织与骨对不同能量射线的衰减规律中可以看到，骨与软组织的衰减系数相差较大。如果用一个较低、一个较高的能量UL、U H分别对人体进行数字摄影成像，就有可能利用两种组织衰减系数的不同将两种组织的影响分开。这个方法可用两种均匀介质的简单投射模型进行说明，参见图4.35。

对图中两种介质进行高能量和低能量射线的两次投射时，出射射线的强度与入射射线的强度之间仍然存在指数衰减关系：

低能量投射时有

或

高能量投射时有

或

式中，μB和μT分别是骨与软组织的线性衰减系数，dB和dT分别是骨与软组织的厚度。下标中的L、H分别代表两种不同能量射线的投射。CL和CH是常数。将式（4.16）和式（4.18）决定的两种能量投射下出射强度的对数值lnITL和lnITH分别加权系数KL和KH后相减，则

若取，则

由于加权系数是可以人为确定的，如果按照上述比例确定加权系数，则式（4.21）中消去了骨影像信息，只保留了软组织的影像。

对式（4.20），若取，则

即式（4.22）中消去了软组织的影像信息，只保留了骨的影像。显然，上述方法实现了骨与周围软组织的影像分离。

骨与软组织对射线衰减特性的差异来源于其对射线吸收效应的差异。医学成像用X射线光子能量都不高（一般低于160keV），穿越人体组织时的吸收机制主要是光电效应和康普顿散射。光电效应发生的概率与被照射物质的原子序数呈正相关，是钙、骨骼、碘造影剂等高密度物质衰减X射线的主要方式。康普顿散射发生的概率与被照射物质的原子序数几乎无关，但与组织的密度呈正相关关系，主要发生于软组织中。常规X射线摄影过程中上述两种衰减机制同时起作用，影像代表了两种效应的综合结果。为了实现衰减差异较大的两种组织的分离成像，双能量减影方法利用了骨与软组织对X射线衰减特性的不同，特别是这种衰减差异在不同能量的X线束作用下显得更为显著。利用数字摄影技术，在适当选择加权系数的条件下，可将两种骨与周围软组织的影像分离，选择性地去除骨或软组织的影像信息，为临床诊断提供更丰富的有用信息。

双能量减影应用于两种不同衰减系数组织的分离成像时，可以剔除一种组织的影像而留下另一种组织的影像，如剔除软组织只留下骨骼，或剔除骨只留下软组织，为临床诊断提供更多选择。另外，由于两种不同能量的射线投射成像间隔极短，人体的体动（自主与不自主的）对图像减影造成的伪像基本可以消除。

两次不同能量的曝光允许的能量差大，所产生的双能量减影图像上残留的组织对比相对较好，减影图像的信噪比较高，理论上双能量减影技术不失为一种有创意的数字减影方法。然而，该方法要求X射线管能在两种管电压之间进行高速切换，现有技术尚难以将两次曝光时间间隔缩短至理想范围，两次曝光间因呼吸、心跳、移位等体动导致两帧图像间的匹配误差对减影结果的影响不可忽视，加之快速管压切换对射线管要求高、损耗大，患者接受的辐射量亦有所增加。这些缺陷极大限制了双能量减影技术在临床上的应用。

为了解决两次曝光存在的上述问题，近年来，一次曝光法双能量减影成为研究热点。一次曝光法是对穿过被曝光物体后出射的X射线光子进行能量分离，得出两幅射线能量不同的图像。该方法是在一种特制的暗盒内放两套胶片增感屏系统，两者之间用铜滤板分隔，较低能量的X射线在前面的胶片上成像，较高能量的X射线穿过滤板成像于后方的胶片，从而实现一次曝光获得两种不同能量射线的图像。

一次曝光法虽然没有因图像匹配误差引入的伪像，但能量分离效果远不如两次曝光法，所获图像残留的组织对比差、信噪比低。虽然在理论上增加曝光剂量可提高能量分离的幅度、减少量子噪声斑点，但当曝光量增大至一定程度后，影像板的噪声与曝光量不再相关，而且曝光条件过高还会增加散射所致的阴影。有研究者推断，如果使一次曝光法双能减影图像的信噪比与两次曝光法的相当，其X线曝光量需提高16倍。也有研究表明，在其他条件一致时，140kVp下一次曝光法的能量分离幅度只有70/140kVp两次曝光法的50%，所得减影图像的残留组织对比度只有后者的50%左右，图像的信噪比只为后者的43%。

总之，两种曝光方法各有其局限，综合考虑患者接受的剂量、高压切换控制的难度与成本、减影图像的组织对比和伪像等因素，特别是在CT等断层成像技术在临床上的广泛应用，双能量减影的优势几乎不复存在了。所以，目前临床上双能量减影技术很少用到。