一、CR图像质量控制
（一）空间分辨力
成像板的高对比（极限）分辨力取决于几个因素，物理因素方面的局限性包括荧光板的结构和厚度、激光点的尺寸、荧光体内由于调制而引起的可见光散射、“预采样”信号的损失。照在荧光体层上的激光点的有限直径以及PSL的扩散，尤其是在深度上的扩散，增加了模糊度。数字影像像素尺寸在100〜200μm之间，达到了成像板成分和激光点尺寸的物理极限，从而决定了系统的最大空间分辨力。CR的较小荧光板通常比较大的能提供较高极限分辨力，原因是像素尺寸与成像板的尺寸有关。使用高分辨成像板时，较薄荧光体层可以增加分辨力（锐利度）。然而，探测效率需要较高的辖射剂量。
混叠效应（尼奎斯特频率以上的预釆样高频信号反射回到较低空间频率的影像中）会对成像板影像产生副作用，这种人为的信号由采样不足引起，分别受像素尺寸和数字影像矩阵的限制。例如，如果灭光板的固有分辨力极限为5lp（像素）/mm，像素采样率是5p/mm或2.5lp/mm，那么在信号频谱上超过2.5lp/mm的空间频率将会反射回低于2.5lp/mm的影像中。在快速扫描方向上用低通滤过可以减少或消除这些高频信号，从而降低混叠效应。频率响应得以改善的较小和（或）高分辨力成像板，将会受混叠信号的影响更严重。混叠的影响增加了影像噪声，降低了成像板的量子检出效能（DQE）。
常规CR的最大分辨力为5lp/mm，实际的空间分辨力也会受到所使用的荧光板类型的影响。
（二）对比度分辨力
影像中数字像素间所表现出的“无噪声”信号的最小差异，依赖于编码值的总量（量化水平），还有相对于背景的目标信号幅度。在大多数CR系统中，像素值随着光激励发光的对数值改变，或等于成像板的辐射剂量对数值，因此像素值之间的数量差异就是对比度。CR系统的对比感度（contrastsensitivity）或探测能力（detectability），不仅依赖于用于表达每一像素的位数，而且依赖于系统增益（例如每个X线光子对应的电子数，每个模数转换单元的X线光子数）和相对于对比差异的整体噪声幅度。在影像中区分一个信号的能力，主要依赖于固有的物体对比度（kVp、散射线接收）、噪声量（X线、亮度、电子、固有噪声源）、影像观察条件、观察者辨别小尺寸低对比区域的局限性。
通常情况下，成像板影像提供的对比探测能力等同于屏–片影像。作为一个数字化探测器，CR设备允许潜影采集和显示处理步骤分离开来。X线影像对比度的获得通过检查中使用特定灰度等级、色调、或其他影像操作得以实现。由于大的曝光宽容度，没有数字增强的情况下，最终结果影像的视觉对比度会十分低。屏–片探测器的对比度受限于特定的摄影感度（传统探测器宽容度和胶片对比度的权衡），与之不同的是，CR影像对比度受噪声限制。有几种噪声源作用于影像的整体噪声，成像板中所吸收X线的随机变化决定了量子噪声（quantizationnoise）成分，在读出过程中激励发光的变化会引起输出信号的明显改变。在确定离散数字信号幅度值（这有赖于ADC的位深，当前系统的典型系统位深为10到12）的过程中，量子噪声增加了不精确性，电子噪声（electronicnoise）源引起输出信号的进一步改变。为了接近感度400胶片的典型影像噪声（因此可以得到等同的对比度探测能力），成像板（标准分辨力）需要大约为2倍的较高X线量子数（例如一个感度为200的系统）。由影像处理所决定的显示锐利度可能会影响噪声的显示。成像板相对于典型稀土双屏暗盒较低的探测效率，是噪声增加的一个主要原因。
（三）量子检出效率
量子检出效率（detectivequantumefficiency）描述了与空间频率相关的信息探测效率，它依赖于荧光屏的量子检出效率和形成最终影像中每一步骤的噪声。这包含每吸收一个X线光子所俘获的电子数、潜影激励和发射过程的噪声、电子信号的转换噪声、与数字化相关的噪声、最终输出影像显示时的噪声。存储焚光体的大区域、零频率DQE描述为：
这里的：Xabs是荧光层中吸收的入射X线量子数；CV（E）是荧光层中吸收的X线能量的变化系数。
CV（el）是对于给定吸收能量的俘获电子数量的变化系数；CV（S）是对于给定俘获电子数量，从荧光体中形成的可见光信号的变化系数；
CV（E）依赖于钡的K边缘与频谱的交叠以及X线的K特性逸脱。对于穿过患者的80kVp的X线束，估计值约为0.15，近似于影像增强器的CsI荧光体。每吸收一个X线光子，荧光体F中心都会俘获数以百计的电子，使得CV（el）相对较小（<0.05）。另一方面，突f体中某一深度处激励激光的变化以及发射可见光的相应变化会使得亮度噪声值CV（S）很高，估计值在0.8。荧光体中的大范围增益
（四）影像显示
激光胶片打印机将数字影像模仿传统屏–片摄影的模式转换成照片影像，通过透射方式进行观察。在一些CR系统中，影像的尺寸必须按照荧光板尺寸和输出胶片的格式，缩小到限定的大小范围。CR影像的硬拷贝方式向用户提供了一幅单一的照片影像，从而丢失了便利显示处理的主要优势。为了提供两幅不同的灰阶/边缘增强的影像，影像尺寸要进一步缩小以便在一张胶片中容纳两幅影像。这种二合一格式在小尺寸CR照片（约为26cmX36cm）上，需要将35cmX43cm（14英寸X17英寸）的观察野减小50%。尺寸的减小使得照片上的直接测量复杂化，不同尺寸照片之间的对比更加困难。
在35cmX43cm胶片上可以进行全视野打印，釆样矩阵可达到约为4000X4000像素（有一家生产商为3500X4300），也就是说在整个视野内可以提供5lp/mm的高空间分辨力。对于网络激光打印机，大胶片打印模式可适用于数字影像数据内插和外插而得到的数字矩阵大小的范围。在此大格式胶片下，许多激光打印机稍微减小5%的尺寸。
CRT监视器应用于“软拷贝”显示。来自CR阅读仪的数字影像，出于不同的目的显示在CRT监视器上，包括患者正确摆位的确认、质量控制检查和影像修正、最初诊断、临床参考。监视器性能、相关工作站中影像操作工具包以及显示特性都根据显示功能的不同而改变。通常情况下，用于放射初步诊断的高分辨力、高亮度、多幅显示监视器，临床医师查阅影像所用的中等分辨力显示终端，以及常规彩色显示器/个人电脑系统，代表着监视器质量的三个等级。CRT监视器在全院内提供影像的同时观察以及观察者对影像外观的实时改变。监视器具有一系列的特性，包括比标准灯箱低的发光水平、荧光发射产生影像而不同于照片的光线透射、固有的非线性显示传递函数、亮度消退、几何失真、散焦。如果将监视器与硬拷贝影像的产生连接起来，一定要充分重视监视器和照片影像外观的匹配。
由于CRT较低的发光特性，高亮度周围可见光对影像外观的不利影响在CRT上要比透射照片明显得多。此外，CRT荧光体会产生不同的颜色，在变换影像时会有不同的荧光滞后现象。在显示监视器和观片条件的验收检测和质量控制时，一定要提高重视程度，以确保最优化的影像展示。
（五）伪影
CR影像上的伪影可以产生于硬件（如X线系统、滤线栅、阅读装置、成像板）、软件（比如假信号、算法）、成像体（比如摆位、运动等）诸多因素。
1.硬件伪影硬件伪影主要产生于成像板、影像阅读仪、硬拷贝打印机或冲洗机。最普遍的是IP的暂时性缺陷，诸如灰尘、污物和幻影（擦除不完全），这些伪影可以通过对成像板的清洁和（或）擦除而容易校正。持久的IP伪影可以考虑刮擦痕或使用寿命，有必要进行更换。影像阅读仪故障可以导致扫描线缺损和（或）影像畸变。同时，激光功率也会随时间的推移而逐渐减弱至校正范围外（估计寿命为几年，据使用情况而定），这时就需要更换激光子系统。存留在柱状反光镜或激光装置的尘粒可以表现为影像的衰减伪影。
1）IP污物沾染造成的伪影：要减少此类现象的发生，IP必须定期或出现这些问题时进行清洁处理。清洁频率据IP存储和使用的环境而定。使用生产商推荐的清洁方法，通常使用脱脂棉纱和镜头清洁器。
2）IP保养不当造成的伪影：表现有散在斑点状伪影，形似霉斑。这是由于IP清洁保养时用纱布蘸75%的酒精擦洗半年后所致，考虑为酒精作用IP，以及IP擦洗后未待干燥便放入暗盒所致，这种对IP的不良影响是可逆的。因此，在清洁：IP时建议使用专门的IP清洁液，且待清洁剂干燥后方可放入暗盒。
3）IP裂隙造成的伪影：通常IP分刚性板与柔性板两种。柔性IP因其在扫描过程中要被动弯曲，久而久之形成线性裂隙，但人们往往不易察觉。通常最先出现在IP边缘，随着恶化的加剧，裂缝出现在靠近有临床价值的影像区域（黑箭头）。有时，早期的裂缝不是沿着IP的边缘出现。图中接近桡骨的透亮裂缝可能会与体外异物相混淆。当成像板在阅读器中被激光扫描时，任何碎片都会阻碍IP的可见光的发出，结果导致普通灰度显示出白色伪影，这些裂隙一旦产生对于此IP来讲将是不可逆转。在照片上将是线性透明影，或梭形透明影，原因是裂隙部无微量二价铕离子的氟卤化钡晶体。因此，在购买IP时仔细检查，选择柔性好、质量高的IP。刚性板可避免此类伪影的出现。
4）阅读器机械故障造成的伪影：成像板在阅读器中读取时，一个方面激光束沿横轴扫描，另一方面成像板沿长轴方向匀速运动。由于成像板中激发的荧光非常微弱，采集装置需要距离成像板表面很近，当设备震动或采集部件故障时，就有可能造成成像板表层和荧光体层的划伤，从而产生伪影。这种损伤无法恢复，只能淘汰成像板。手正位影像中拇指内侧有一白色针状影像，疑似软组织异物，不加被照体直接对成像板曝光后仍存在此影像。抽出成像板检查时发现成像板表面有一个被机械结构挤压形成的压痕。
5）IP边角分层所致伪影：对于CR读出装置可分为暗盒型（cassettetype）与无暗盒型（non-cassettetype），对于暗盒型会出现此类伪影。产生此现象的原因在于，平时IP放入对应大小的暗盒内，如10英寸X12英寸，因暗盒内径与IP尺寸等大，致使每次取出IP时困难。摄影技师在对IP清洗时借用指甲取出，久而久之致使IP四个角出现分层现象，增加了IP的厚度。而阅读器内IP与其通道间的距离不变，所以在扫描过程中出现停滞现象，然后再调一头进行扫描，就会出现影像。因此，在取IP时一定要小心谨慎，不要以为边缘损坏无关紧要，同样会影响整幅图像的扫描。
6）摄影条件偏低所致伪影：CR系统中，X线量子噪声是X线被IP吸收过程产生的噪声，如同物理学定义中规定的，X线量子噪声是指X线量子泊松（Poisson）分布的统计学法则随机产生的空间波动。噪声量与X线检测器（IP）检测到的X线量成反比。因此，相应地与入射的X线量成反比。即入射的（检测到的）X线剂量越大，X线量子噪声越小。
在低剂量区，均值平方根（RMS）值对X线辐射剂量响应的变化近于一直线样递减，提示该区域的噪声主要是由于X线量子的波动（量子噪声）引起；在高剂量区，RMS值大致接近一恒定值，几乎不依赖于X线辐射剂量，提示在此区域，非X线量依赖性噪声是决定性因素。另外，光量子噪声与入射X线剂量也成反比，如果曝光条件不足则产生大量的X量子噪声和光量子噪声，使得所打印的照片产生大量均匀斑点。若入射的X线剂量在允许的剂量下限之上且恒定时，CR影像噪声的量则由IP的吸收性能来决定。因此，在摄影实践中曝光条件不能太低，否则经处理过的图像可见斑点状噪声伪影。解决的方法就是加大X线摄影条件，一般认为使用感蓝屏/感蓝片的摄影条件或稍大较妥。
7）摄影条件偏高所致伪影：由于存贮荧光体对散射线的高敏感性，后散射可造成伪影。暗盒后面物体的散射线可以对IP曝光，产生暗盒后物体的影像。在暗盒后背部加一层铅箔可以消除这些伪影，当然有些情况下背衬也不能完全避免伪影的产生。沿上腹部一侧的黑线是由透过暗盒背部的后散射造成的。黑线对应于暗盒合页位置，这里的铅箔较薄或有裂缝。因此，摄影技师应该在可能的情况下校准曝光野，要尽可能地使用最佳摄影条件以减少后散射。由于在任何情况下后散射都不能消除，故而有必要对暗盒后部产生伪影的知识有所了解。
另外，当X线摄影条件过高而擦除能量或时间不够时，在接下来的第二次摄影时X线剂量偏低时，会同时读出IP上原有储存较强的信息而显示为重叠影像，有时把它称为“记忆伪影”。胸部CR照片中有股骨重叠影，原因是在摄取股骨时X线摄影条件偏高，而胸片摄影条件又偏低所致，这就要求技师摄影条件的规范化。实际上，降低记忆伪影的产生，就要控制数字影像系统两次曝光的时间延迟以及前后两次曝光量的差异，还要着重考虑用高强度和长时间的可见光来擦除过度曝光的IP。
8）紫外线、X线的散射线所致伪影：由于暗盒在X线机房内受散射线照射所致。机房内不得放置任何暗盒，谨防散射线的负面作用。IP不仅对X线敏感，对其他形式的电磁波如：紫外线、γ射线、α射线、β射线以及电子射线也敏感，也可受到来自建筑物墙壁和固定物、天然放射元素、宇宙放射线和IP自身所含有的微量放射元素的影响。事实上，一个擦除完全的IP，若存放很久时间，也将会积蓄外来射线的能量，并以影像的形式被CR系统所阅读，只不过表现为一种黑斑点阴影。这些斑点的数量受时间因素的影响较大，从这一点看，若长期存放的IP，尽量给予屏蔽，在使用前最好进行一次强光擦除。
9）成像板老化造成的伪影：随着时间的延长，化学物质都有其老化和衰减的过程。成像板中的荧光体颗粒随着曝光次数和激光激励次数的增多，其X线探测效率和转换效率逐步下降，逐渐出现老化现象。
刚性板的制作过程中要使用黏合剂将荧光体层粘贴在金属板上，随着使用时间的延长，荧光体有效成分的活性降低，再加上黏合剂与荧光体层之间可能发生某些化学反应，致使出现伪影。
2.CR信息转换（transformationofinformation）的伪影CR信息转换部分主要由激光扫描器、光电倍增管和A/D转换器组成。
1）激光扫描操作不当产生的伪影：在IP扫描过程中，无意触碰了阅读器的前进/暂停/反向键，致使IP在扫描过程中出现暂停，然后再继续扫描的结果。原因是在前一张IP还未扫描完毕便将后一张IP放入阅读器中，待发现后立即按前进/暂停/反向键，这样一来保住了后一幅图像，却导致前一幅影像的失误。此2类影像一旦产生将无法挽回。因此，要求在工作中严谨、踏实，无关人员不要进入计算机房，建立计算机操作室的规章制度。
2）激光扫描灰层产生的伪影：原因是由于灰尘进入阅读器内使IP在扫描过程阻力增大，出现IP的短暂停滞。解决的办法用纱布蘸取75%的酒精擦阅读器内部的辊轴，消除灰尘。为预防此类现象的发生，要建立阅读器定期保养制度。
3）辊轴紧密度不适造成的伪影：原因是由于阅读器辊轴过于紧密，造成IP扫描出现停滞，因此，应调节IP扫描时其通过的辊轴之间的紧密度。
4）阅读器擦洗未干造成的伪影：由于在擦洗灰尘后未待其干燥后即刻进行扫描，造成阻力降低，行进速度加快所致。处理方法，待其干燥后再进行扫描，不要操之过急。
5）光电倍增管匹配伪影：CR阅读器中光电探测器将发射荧光光子转换为电信号，临床上使用的CR系统多采用一个或多个光电倍增管（PMT）。可能是5个PMT分别将各部分荧光放大后再整合在一起形成一幅图像，由于PMT机械设置上的匹配不当，产生了这样的条状伪影。此伪影属于机械结构设计原因，无法人为消除。
6）影像读取（imagereader）伪影：当成像板扫描时，集光装置釆集到的荧光要在PMT进行放大处理，而PMT对信号的放大程度则由主控制板发送指令。当连接控制板和PMT的排线接触不良时，由于机械装置的轻微震动会引起放大指令信号传输的不稳，最终在图像中产生信号跃迁的断续伪影。
7）扫描装置灰尘阅读器中光导管的作用是收集成像板被激光扫描发出的可见光，如果此部件的表面被灰尘污染，输入信号就会被阻挡减弱。因此，应定期对读取装置进行保养，清理读取器内灰尘、异物以及激光器部件，确保机器正常运转。
3.软件伪影处理菜单的不适当选择会导致直方图标准化、动态范围定标和输出照片密度的偏差，这些是软件伪影的主要原因。直方图分析功能可能会错误的识别影像中的像素兴趣值。原因包括被照体的摆位不正确、高散射状况下准直边界的探测错误、不常见解剖的体位变化，都会使得接收器上有用影像信息的识别算法产生混淆。由于CR系统软件造成的伪影很难彻底消除，只能依靠软件的更新换代和厂家提供不同的操作模式加以弥补。
源于影像处理过程的一些伪影可以通过使用标准化处理参数来消除和控制，同时要密切注意应用于特定解剖部位的空间频率处理的等级。当使用模糊掩模处理来增强影像锐利度时，处理过后的影像外观会依据所选择的核大小和频率增强因子的不同而改变。
4.物体伪影这些伪影的产生通常是由于被照体摆位错误、扫描线与滤线栅形成的明显干涉图、偶然信息丢失、或高通频率处理引起的。如果调整不正确，模糊遮盖技术会使得被照体边缘出现“晕影”效果。暗盒后存在散射体时，后散射会导致明显的对比度下降，可能形成幻影。外来物所致伪影同常规X线摄影所产生的伪影一样。这里强调摄影的规范作业，除掉摄影部位的图像影响因素。
5.照片伪影影像记录伪影对于CR来讲就是激光胶片，CR照片减少了常规X线摄影因漏光所产生的伪影，以及胶片本身所产生的伪影。灰雾、压痕、静电、由于化学药液或显/定影温度不合适造成的不正确冲洗、在激光打印机中胶片上下颠倒放置以及类似的失误，会导致照片伪影的形成。激光硬拷贝打印机失调和（或）胶片传送装置故障可以引起扫描线不均匀分布、影像畸变或阴影等可能问题。胶片冲洗伪影也应同时充分重视。
6.其他伪影
1）激光打印机伪影经过一段时间的使用，激光打印机要进行保养，否则会出现伪影，且此类伪影在CR的软拷贝上没有，大都为竖条状伪影。尽管与激光打印机相关的伪影不只是涉及CR，但在打印照片的科室中会看到由打印机造成的伪影。打印机中的多棱镜引导激光横向扫描胶片，常见的伪影通常是由多棱镜上的灰尘引起的。这种伪影表现在照片上是垂直于打印机激光扫描线的一条白线。维护人员可以用骆驼毛透镜刷对镜面进行清洁。
2）洗片机产生的伪影同常规X线摄影洗片机所产生的伪影一样。
3）移动模糊伪影这类伪影与常规X线摄影因移动产生的伪影相似。
4）操作者错误引起的伪影与其他成像方式一样，操作者错误会造成一部分伪影。CR暗盒要避开散射源、避开热、低湿度和包括散射线在内的任何电离辐射源。
（六）定期维护
定期质量控制检测，对于检查系统性能和维持最优化影像质量是必需的。每天、每周、每月、每年的推荐检测步骤都是执行QC程序的一部分。
1.操作人员的应用培训即使销售方伴随设备的出售常规有一个标准等级的应用培训，实际上也应该有针对应用培训的特定参考内容的说明。技师需要至少一周的岗位培训，还应该在最初培训一到两个月后再经过一星期的进一步强化培训。放射医师也应该在系统的最初使用过程中与应用专家沟通，按照自己的喜好进行特殊影像处理算法。物理师应该关注处理算法功能，指导自己如何去调整影像外观和创建检查算法。医院工程人员应该接受简单预防性维护任务和恢复最低程度错误的培训。
2.每天的维护在开始使用CR前，要全面检查整个系统的工作状况，各系统显示、连接是否正常，IP板的常规维护和残影的消除状态，检查打印机是否已经打开（有的打印机电源与阅读器的电源相连）、打印机内胶片所剩的数量和打印机的工作状态，存储系统的工作状态以及与RIS/HIS系统的连接状况等。
视察系统的运行情况，包括阅读仪、ID终端和影像观察监视器；制作激光成像感光测量胶片条并测量照片密度；检查胶片供给；检查激光相机运行状态。
3.每周的维护清洁CR系统和激光相机的过滤器和通风孔；擦除所有很少使用或没有流通的成像板；验证软拷贝观察工作站的监视器校准（SMPTE模体），对比度/亮度设定在0〜5%和95%〜100%小斑块都可见；视察暗盒和成像板，有必要按照生产商的指导进行清洁；采集测试模体影像，并在计算机数据库中编入目录。当超出预设定的界限时，核查系统性能并采取措施。
4.每月的维护执行量化QC模体分析（如低对比、空间对比度、信噪比等的“抽查”）；检查照片重拍率，概观曝光指数，确定不可接受影像的产生原因；检查QC数据库，确定问题的原因并执行校正措施。对所有成像板执行线性/感度测试；视察/评估影像质量；抽查影像处理算法的适用性；执行验收检测步骤以确定和（或）重新建立基准值；检查重拍现象、患者曝光量趋向、QC记录和设备维修记录。
二、DR图像质量控制
（一）DR图像质量的评价方法
成像系统的质量检测与评价方法多种多样，但应用到具体的数字成像系统中又有许多特点，不能完全按照传统的模拟成像的方法用于数字化成像的评价，必须紧密结合计算机知识和数字图像的基本特点，进行数字成像系统的质量评价。
1.数字成像的客观评价及主观评价传统上对模拟成像进行评价的指标包括，客观评价中的调制传递函数（MTF，反映系统固有空间分辨率）和噪声功率谱（NPS，反映噪声水平），主观评价中的受试者操作特性曲线解析法（ROC，代表检出的信息量）。随着数字成像系统的发展和普及，有一些评价方法自然也运用到对数字成像的评价中来。
MTF—直作为线性或非线性成像系统空间分辨率特性的度量标准。在计算预采样MTF时，其方法有矩形波测试卡法、狭缝法、刀刃法等。应用矩形波测试卡完成的测试，数据是离散的，拟合的MTF曲线过于粗糙，且无法得知实际的截止频率。狭缝法较为精确，用于数字成像系统的测试也已成熟，其不足之处是在将像素值的LSF进行标准化时，要进行截尾处理，容易产生截去误差，结果在低频区计算的MTF值偏高。
刀刃法则不存在以上的问题，Buhr等认为用刃边法测量DR的预采样的MTF能更好地显示高频区内容，故应视为理想方法。他们利用多个ESF求均值的办法来消除刃边图像上噪声的影响，从而提高了预采样MTF的精度。但刃边测量器的制作精度和选材要求都比较高，纯度要达到99.95%。
随着IP和FPD性能的改进，它们的X线转换效率越来越高，对应辐射防护的要求，对数字摄影期望的曝光量越来越小，随之而来的是量子斑点的增加，其直接影响影像中低对比物体的可视性。故评价数字影像时，专家们越来越重视影像的噪声水平。在放射数字影像中，噪声可有以下几个来源：初级量子噪声，次级量子噪声，泊松过量噪声，结构噪声，附加电子噪声及混叠噪声。这些噪声都有各自的分析和量化方法。数字成像系统结构复杂，最终图像的质量，有关系统各个部分的成像质量，最终影响医师进行诊断的噪声是系统各个成像环节所产生的噪声共同作用的结果。Williams等从测量数字乳腺探测器的噪声中总结出的测试数字NPS方法，考虑了采样长条区大小，像素均值，混叠效应等各种因素的影响，计算虽然复杂，但内容完整，精度较高。
ROC曲线法作为主观评价法由来已久，早在1970年以ROSSmarm、MetZ为首的芝加哥大学研究小组，从心理和主观上开展了像质评价工作，制成ROC曲线，这种评价法具有一定的计量客观性，在影像研究工作者中产生了极大的影响。在进行具体临床实践时应用广泛，既可验证设备的实际性能，又可评判观察者的水平。其中，应用ALVIM统计学体模进行5值判别，操作简便，十分实用。ROC解析比较早期应用到数字图像时，主要用来评价对间质性肺炎，以及肺内小结节等病变的探测能力，后来逐渐扩大到了乳腺、消化道、骨骼及造影检查的领域中。ROC曲线解析目前已具备完整的科学理论依据，成为影像检查技术和诊断方法对照研究的标准方法。几乎所有的影像学领域、PACS、计算机辅助诊断系统及神经网络都在应用ROC曲线解析法来进行主观评价研究。
另一个同属心理物理学测试的方法是对比度细节分析（CD分析）。通常使用对比度细节体模来进行测试。在这个体模里有15行X15列，共225个正方形，每个正方形内的目标直径大小从0.3〜8.0mm，相邻目标细节对比变化极其缓慢，某一目标和其相邻目标的深度比为212。目标的深度和对比度之间的线性关系由目标引起的微小衰减变化来体现，每三个目标梯度，其深度和对比度都减至初始值的一半。应用此体模可对低对比度下图像细节的可见度进行量化，并提供对比度–细节曲线、低对比度分辨力、空间分辨力等影像信息。
2.数字成像主、客观结合的综合评价像质评价时为使影像检查的物理参量和成像技术条件与放射诊断具体要求相联系，有必要将主观和客观两种方法有机结合进行定量分析，这样得到的综合影像质量评价结果更具说服力。
测试数字成像系统的MTF、WS和ROC曲线的方法经历了一个完善发展的过程。作为纲领性文件，国际放射线设备和测量委员会在其54号文件中系统地介绍了包括MTF、NPS、ROC等所有这些物理量在屏/片系中的计算方法。随着各种数字成像设备的出现，人们开始注意到它们与屏/片系的性能差异。
近年来，不同数字成像设备之间的成像质量比较也在进行，而且方法日益完善和细致。自2000〜2006年，Samei和Borasi等成立两个工作组致力于三种FPD系统的评价。一个工作组以物理影像质量参数（MTF、NPS、DQE）为基础，另一个则测试物理的和心理物理的（CD分析）影像质量参数。从总体上定性地说，两者的评价结果是一致的，但由于实验条件和评价方法的差异，很难将它们进行定量比较。理想情况应是，成像系统的完整性能评价应包括在相同的标准条件下物理的和心理物理的两方面评价。
Busch等提出，为新的数字放射学制定标准时应遵循以下原则：①高影像质量（包括空间分辨率，对比度探测能力，动态范围）；②低辐射剂量（即对X线量子具备较高的敏感性）；③方便快速处理（即具备较高的检查频率）；④和现有摄影室及检查流程相配套；⑤合理的价格/效益比率。
Mansson更直接地说明了数字放射学的两个主要步骤：①数据采集和图像生成；②图像处理和图像显示。他还把影像质量评价方法分成三类：①物理学评价；②心理学评价；③诊断者功能评价。
英国放射学会制定的放射学质量评价6级标准则为：①技术水平；②诊断水平；③诊断效果；④治疗效果；⑤患者结局；⑥资源利用的最优化（最佳利用率）。最佳利用率为最高的一级，其有两方面的含义，从患者的角度来说，是怎样由最小的花费来获得最好的服务；从医院的角度就是尽量提高效益–支出比。由此可以体会到，完备的像质评价应该是技术先进性，影像诊断准确性，进而社会效金的综合。
像质评价工作是一个系统工程，不仅要进行主观和客观的评价，还要进行综合评价；不仅要有对模型（如体模、测试卡、狭缝等）的评价，还应落实到对临床实际病案的评价。特别是后者，应该作为对成像系统评价的最终目的。临床评价结果是成像设备软件和硬件、摄影技术、后处理技术等综合运作的结果，每一个环节的质量下降或整个系统匹配不好，都会反映到临床评价上去。
开展数字成像系统影像质量评价工作，有利于提高成像质量，提高疾病的诊断率，减少病人的辐射剂量，优化成像参数，合理选择不同的成像设备，规范成像设备的市场，进而提高效率，改善医疗服务质量，取得积极的社会效益。
（二）DR图像质量评价的参数
1.探测器调制传递函数（MTF）MTF（调制传递函数）是用于衡量系统如实传递和记录空间信息的能力。它以横坐标为空间频率，计算出光线对应于不同频率下的振幅，沿纵坐标绘制出响应曲线，纵坐标上的响应函数的数值（MTF）表达了输入信号与输出信号的比值，故信息在100%完全重建到0%的绝对不能重建的范围内存在。DR系统是将光管发出的X线光子直接转换成电信号，没有中间介质的加入和损耗，故其MTF性能好，比较DR系统的MTF与感度为100、200、400的高质量的屏–片系统的MTF，屏–片系统的空间分辨率与系统的感度有关，而DR系统则不存在这一点，较高的分辨率不需要病人接受较大的剂量。DR系统的MTF受釆样频率的限制，它由平板探测器像素的大小决定，其极限分辨率完全决定于像素的大小。另外，比较两种类型的探测器，由于硒探测器直接将X线信号转换成电信号，没有任何附加因素的影响，它的MTF比CsI闪烁晶体探测器的MTF好。
由于正负电荷主要沿电场线运动，仅在直接检测到X线光子的位置上的像素才能发生像素收集电荷，所以X线光子产生的电荷不会扩散到相邻像素，其点扩散函数很接近平均函数作为表征探测器对比度空间频率响应的系统函数，探测器MTF由成像链每一环节的转移函数共同决定，下面将以一个典型的具有X光——可见光转换环节的探测器为例来介绍系统函数的分析方法及其对成像质量的影响。
假定该探测器具有闪烁晶体X射线转换层，转换层的调制传递函数为MTFconv，这一函数由转换层本身的材料及结构决定。该探测器阵列由边长为b的矩形感光像元构成，像元间距为a，为了便于进行釆样分析假定该矩阵是连续无边界的（实际情况下除探测器边缘的少数像元外前面的假设是成立的），为了便于计算仅采用一维简化模型，事实上上述探测器具有相同的垂直及水平方向MTF。
由此可见，探测器的MTF值并非越高越好，尤其是在大于fn的区域MTF值越高越不利。理想的MTF应在小于fn的区域具有较高的值在大于fn的区域为0，但在实际情况中是不可能做到的。因此如何选择适当的MTF分布是在探测器分析中需要仔细考虑的问题。
2.噪声功率谱与空间频率响应对于数字图像系统来说，系统的噪声水平是影响最终成像质量的关键因素，因此对探测器噪声及其相关因素的分析和控制，亦成为系统设计及质量评价的重要指标。
探测器的噪声主要来源于两个方面：①探测器电子学噪声；②X射线图像量子噪声。探测器电子学噪声在可用空间频率范围内为白噪声，通常采用噪声的均方根值RMS来描述。为了便于与信号相比较，工程上采用噪声电荷数来表示，对于特定的探测器也可采用产生相同电荷所需的X射线剂量来表示。
一个典型的非晶硅探测器电子学噪声主要由以下的部分构成：像元开关电流噪声，由像元电容引起；反向漏电流噪声，取决于反偏二极管对的漏电流；量子井噪声，取决于同步工作的开关管的数量；读出电路噪声，由读出集成电路的输入电容导致约3e-/pF；其他电路噪声如，列电阻，模拟电路，A/D转换电路噪声等。典型探测器的总电子学噪声约为
由此可见，投影噪声功率谱为一个白噪声谱，密度值取决于像元面积，因为量子噪声可延伸到很高的频率，而抽样定律会去除任何超过赖奎斯特频率的信息，所以超过FN的噪声不会成像。但抽样定律并不能消除此部分噪声所包含的能量，此部分能量将出现在0—FN区域，其能量恰好等于像元面积a2内的X光子数。具有良好的本征MTF的光电导探测器，信号与噪声的空间频率响应，其量子噪声与电子学噪声均为白噪声，而信号却受到MTF的调制。
在普通X射线摄影条件下，电子学噪声要远小于量子噪声。如：在RQA5测试标准下一个大小为150μm的像素通常可以吸收1400个X光子，此时量子噪声约为37个X光子，而读出噪声则仅为3〜5个X光子。探测器噪声的温度特性也是影响探测器性能的一个重要因素，其在10〜40℃的工作温度范围内均保持了较高的信噪比，但在过高温度时SNR趋于下降。
3.量子检测效率DQE也叫量子检出效率，是成像系统的有效量子利用率，探测器的DQE被定义为输出信噪比的平方与输入信噪比的平方之比，通常用百分数来表示，用以表征探测器对于图像信噪比的传递性能。可以定义为成像系统中输出侧与输入侧的平方之比。
DQE=（SNR出）2/（SNR人）2
其中SNR代表图像的信噪比，表明系统检测X线光子的能力，是系统噪声与对比度的综合评价指标。噪声是影响DQE的主要因素，如果系统的DQE低，就妨碍了细小的低对比物体的检出，就没有好的分辨率的图像质量。
实践证明，CsI具有很高的量子转换效率，而DR系统的平板探测器结构中运用了CsI闪烁晶体将X光信号转变成光信号，故其很高的DQE，它的量子检出率比屏–片系统提高了2〜3倍，低对比物体的检出能力提高了45%，而剂量降低了50%〜60%，在DR系统中可以用适当提高剂量的方法来保证信噪比，使细小的低对比物体得以显示。
在传统放射学里，由于密度分辨率无法改变，图像质量一般由图像的空间分辨率来判定，其通常表示为每毫米最大的线对数（lp/mm）。对于数字化设备而言，一般用调制传递函数（modulationtransferfunction，MTF）定量表示空间分辨率。然而在数字化X射线摄影系统中，单纯的空间分辨率不足以体现出整个系统的性能，而量子探测效率（DQE）综合了空间分辨率和图像噪声等各种因素，描述了将入射X射线转换为数字信号的曝光效率，提供了在不同分辨率情况下的测量图像信噪比的方法。因而DQE是全面评估DR系统的一个最重要参数，是衡量平板图像质量的金标准。DQE越高，图像质量越好。
目前市场上的DR产品其极限DQE大约为60%，而GE公司DR系统平板探测器的极限DQE甚至达到了75%〜77%。对于重点在于观察和区分不同组织密度的检查（如胸部X射线摄影）来说，高DQE保证了图像能提供较高的密度分辨率。
由于材料吸收系数，X光子——电子转换系数，入射量子噪声等均亨X光子的能量相关，因此DQE也是X光子能量（KeV）的函数。工程上用在不同标准射线质量下的DQE曲线来表示。用DN-2〜DN-10来规范从40〜150KV的射线质量，通常只给出标准DN-5射线下的DQE（f）曲线作为标志。在低剂量区间由于电子学噪声所占比重较大，DQE随剂量增加而增加，当达到一定剂量后量子噪声处于主导地位则DQE趋于恒定。
4.整板设计由于工艺难度和成本限制，大部分平板探测器DR系统多采用四板或两板拼接而成（如Siemens、Philips、Kodak等厂家的产品）。多板拼接虽然更容易制造生产，但拼接缝会在图像中央留下300μm宽的盲区，各拼合板的固有性能存在差异，很难达到一致，影响成像质量。另外，多板拼接技术的拼接边缘由于机械压缩容易损坏，由于各组成板的膨胀系数不同，容易受外界环境温度及湿度影响导致像素位移，引起图像畸变。因此，在日常工作中需要经常对平板进行校准。整板设计从根本上消除了中心盲区的影响，图像表现均一，为高级临床应用奠定了硬件基础。同时，最新的整板技术是在第二代整板的基础上，将碘化铯层增厚30%，把纳米技术和航天材料应用到平板的设计中，釆用最先进的并行采集技术，加强了平板的稳定性，延长了平板的设计寿命。
5.探测器尺寸常见的产品探测器尺寸大多为17英寸X17英寸或16英寸X16英寸或14英寸X17英寸。理论上讲，探测器的尺寸越大越能满足临床大视野观察的需要。然而，临床实践表明，这些尺寸大小的平板探测器在病人摆位正确的情况下其覆盖率分别为99.3%和99%，从统计学角度看二者的病人覆盖效果相同。目前大多数DR系统采用了良好的机械设计，使得探测器可以方便地进行旋转，因而探测器的尺寸只需满足临床使用要求即可。
6.像素大小和空间分辨率图像上的空间分辨率主要是由像素尺寸和像素之间的间隔决定。理论上讲，更小的像素尺寸可以获得更高的空间分辨率。但是在数字X射线摄影系统中，像素尺寸越小，像素越多并不意味着更高的图像分辨率。由于X射线和光子散射现象的影响，过小的像素尺寸会造成噪声增加，进而引起图像模糊。而且，随着像素尺寸的缩小，会增加图像的存档容量和网络通信量，图像的数字处理难度会显著增加。因而，临床使用时像素尺寸的选择应该是最优的而不是最小的。临床研究表明，对于胸片X射线摄影，0.2mm像素间隔（2.5lp/mm，大约一行2000个像素）已经足够。
7.刷新和成像速度非晶硅平板探测DR系统设计上多采用串行模/数转换模式，每条数据线上各像素中的模拟信号依次通过AD转换器进行模/数转换，数据采集和成像时间较长。GE公司最新推出的Definium6000系统采用并行模/数转换设计，各像素中的模拟信号可并行通过各自的AD转换器进行模/数转换，减小了数据采集时间和成像时间。同时，数据采集时间的缩短，提高了平板探测器的刷新速度，使日益受到重视的双能成像等高级临床应用的实现成为可能。
8.动态范围动态范围是指平板探测器所能检出的最强信号和最弱信号之间的范围，动态范围越大，表明探测器所能检出的信息越多。基于较宽的动态范围（0.5〜13000μR），许多公司开发出全新的组织均衡（tissueequalization，TE）技术，通过图像后处理，使不同强度的信号（如鼻骨信号和软组织信号）能在同一幅图像中同时显示，为临床诊断提供了便利。
9.ISO平板感光度（ISO）表示探测器对信号的敏感程度。市场上常见的DR系统的ISO最大值一般为800，GE公司的Definium6000DR系统的ISO最大值达到1560。相同条件下，ISO越高，曝光时间越短。虽然较高的ISO、较短的曝光时间将会降低图像质量，但它同时能显著降低病人的受照剂量。这对于对图像质量要求不是太高、需要经常复诊的病人或儿童等病人来说具有重要意义。临床研究表明，当ISO等于1000时，普通胸片病人受照剂量为0.35dGy/cm2，明显小于ISO等于640时病人受照剂量0.64dGy/cm2。
10.填充因子各像素中的非晶硅二极管能将该像素单元顶层碘化铯转换而成的可见光信号转换为电信号。然而，由于扫描电路、读出电路会在各像素单元中占用一定的面积，因而X射线经碘化铯层转换而成的可见光信号不可能百分之百的转换成电信号。单个像素中非晶硅面积与像素总面积的比值（填充因子）越大，可见光信号转换成电信号的比例越大，信号损失越小。像素过小，电路部分的面积占用比例增大，有效成像面积反而减小。目前市场上常见的DR系统平板探测器的填充因子一般为65%。有的公司由于采用纳米技术设计扫描电路和读出电路，DR系统的填充因子为80%。采用非晶硅平板探测器的DR系统其优良特性已为世人共识。可以想象，非晶硅平板探测器X射线摄影系统将逐步取代传统的设备，成为市场的主宰。从整个DR的发展趋势来看，整板技术、高DQE、宽动态范围、快速成像和低剂量必然成为未来的发展方向，为21世纪的X线影像诊断带来新的革命性的变化。
11.探测器的其他品质因素
（1）灵敏度（sensitivity）：非晶硅探测器的灵敏度由四个方面的因素决定：X射线吸收率，X射线–可见光转换系数，填充系数和光电二极管可见光–电子转换系数。通常用X射线灵敏度S表示，由于X射线灵敏度S与线质有关，通常给出线质标准为DN-5Beam，则探测器X射线灵敏度：S〜1000e-/nGy/pelDN-5BeaM0表示该探测器在标准DN-5X射线下每nGy在单个像素上产生的电荷数为1000个。
（2）线性（linearity）：探测器的线性通常用以下几个参数来表示：最大的线性剂量（X-raymaximumlineardose），表示探测器可达到线性度要求的剂量范围上限（与线质有关DN5）；非线性度（non-linearity），用百分比来表示在0-Dmax最大的线性剂量之间输出的非线性程度，通常包含微分非线性度（linearity-differential-FT），积分非线性度（linearity-integral-FT），空间非线性度（linearity-spatial-FT）三个参数。
（3）记忆效应（memoryeffect）：表示图像残留的参数，通常用两个参量来表示残留因子的变化，一次曝光20秒后探测器短期记忆效应（short-termmemoryeffect20秒）如0.1%；一次曝光60秒后探测器短期记忆效应（short-termmemoryeffect60秒）如0.02%。需要注意的是，此处的数值是在正常曝光条件下，如出现过曝光情形则大于此数值。
（4）探测器图像获取时间：由探测器预备时间、曝光等待时间、曝光窗口、图像读出时间四部分构成。对于非晶硅探测器典型值为2.8秒左右，实际的应用中由于图像的处理和显示均需占用一定的时间，因此实际图像获取时间为5〜6秒。
（5）探测器的温度稳定性（stability）：额定条件下探测器的输出随温度的变化率，被称为探测器的温度系数（detectortemperaturecoefficient），通常用此参数来衡量探测器的温度特性，如标定某探测器温度系数为-0.1%/K。对于固体探测器图像系统而言，通常会设计温度漂移校正的功能（offsettingcorrection），釆用在图像处理中扣除漂移因子的方法来保持图像输出的稳定。
（三）影响DR成像的因素
1.X射线数字图像形成的基本过程不论釆用何种技术路线（数字或是模拟），X射线成像的实质都是利用X射线穿透人体的能力来获取人体内部结构信息，并且以可见光的方式表达出来，从而达到疾病检查与诊断的目的。因此，任何的医用X射线数字成像技术均包含了图像信息的产生、获取和表达三个过程。
数字化对于成像过程的影响，在图像获取的过程中增加了取样及量化的环节。尽管不同的设备所釆用的X射线影像探测器形式各不相同如：II+CCD数字摄像机，IP板+CR扫描仪，多丝正比电离室，非晶Se平板探测器，非晶Si平板探测器等。但其基本的数字图像获取过程是相同的。都经历了：X光一电信号一釆样一量化的过程，将空间上及密度上连续的X射线图像信息转换为离散的数字信息，以满足图像存储及处理的需要。而正是这种取样及量化的过程给X射线图像质量评价引入了新的内容。由于数字信息可以方便地进行存储及再现，使得图像信息的获取与表达可以成为完全独立的两个环节，图像后处理技术提升了图像信息表达的能力。
2.数字图像后处理对于图像质量的影响主要来源于它对图像表达效果的提升，作为灰度图像，传统的X射线图像主要利用灰阶变化来表现图像的细节，所以图像的对比度及细节分辨率一直作为图像质量评价的两个主要因素，并且将成像各环节对这两个因素的影响作为对成像环节品质评价的重要依据。
成像系统的调制传递函数（MTF）就成为了最重要的系统指标，随着数字图像后处理技术的发展，这种观点已逐渐发生了变化。这主要是因为：在传统的X射线成像过程中，图像的细节对比度以不可逆转的方式下降，这种下降是影响图像信息获取的主要障碍。而在数字图像系统中，图像的后处理可以通过适当的算法来提升图像的对比度及边缘锐利程度，从而达到改善图像效果的目的。同时数字图像处理还使得利用图像的轮廓线条来表达图像信息成为可能。
随着高速数字图像处理的发展，数字图像后处理现已可同时应用图像的灰度域和空间频率域变换来改善图像的表达效果。利用图像的窗宽/窗位调整，非线性变换以及局部对比度优化等技术使得图像的输出更适合人的观察，从而使图像信息充分的表现出来。通常将人眼观察曲线，输出设备特性曲线（如：显示器，激光相机等），以及感兴趣区密度分布等整合为图像目标输出曲线来实现表达优化。
图像的空间频域处理，如：图像边缘增强，空间频谱优化等技术（边缘增强是一种高通空间频率滤波方式）。其技术实质为通过构造特定的空间频率滤波器，使得系统的空间频率响应优化到适合观察的形式。
总之，图像后处理可以明显提升图像系统的信息表达能力，改善图像感官质量对系统图像质量的提高起重要作用。但图像后处理并不能逆转成像过程中图像信息劣化的趋势，因此图像系统中图像处理的作用并非是决定性的，如何提高图像信息获取的能力仍然是提高成像质量的关键。
图像的点阵化采样对于图像质量的影响，在数字图像系统中经常采用图像点阵的大小（一定的视野下）表示图像的分辨率，实际上起决定作用的是像元的大小及像元间距。通常将像元间距的倒数对应的空间频率称作图像探测器的采样频率fs，根据采样定律fs/2=fn，fn为探测器的赖奎斯特频率。对数字图像系统而言人们通常利用fn来表示图像系统的极限分辨率。将由0〜fn所构成的频率范围称作系统频率窗口。当然由于数字图像是二维图像，所以系统的频率坐标及Fs、Fn都应是二维的，为了便于分析和计算工程上通常采用一维简化模型（大多数情况下这种简化是有效的）。
根据釆样理论，探测器点阵模型对成像的影响主要表现在以下三个方面：像元的扩散函数为空间频率响应系统函数的一个部分；釆样频率对于图像的调制效应取决于探测器的填充系数且通常并不为0，所以图像信息中高频率部分将受到调制效应的调制而出现采样伪影；对于实际的成像过程仅仅引入相位修正函数来修正系统空间频率响应是不充分的，因为实际的图像信号在位置上存在不同的相位差，为了消除其影响，可以用空间频率的信号在所有相位的平均值来表示。在频域中相当于将表示信号频谱的矢量围绕频率轴旋转一个角度，当信号相对于像元从某一处移动时，将信号频谱的矢量在实频率轴方向的分量相互叠加，而得到相位修正因子。
3.X线机的性能除一般X线机共有的X线管焦点大小、机器结构的精度等因素影响图像质量外，对于数字式图像的质量则又与矩阵大小、图像基础模糊度、位深及噪声有直接关系。图像矩阵小，数字图像的分辨率低，反之，矩阵大，分辨率高。一般数字X线机成像的矩阵大小以256X256、512X512、1024X1024和2048X2048较为常见。构成图像矩阵的单元是像素，像素数量少、尺寸大，观察到的原始图像细节就少：像素尺寸小，观察的图像细节就多。像素尺寸小于图像基础模糊度时，图像模糊度超出标准。
像素中结构的平均密度决定其灰度值，而像素密度由不同位数的二进制数位深表示，即2决定，N就是位深。每个像素数字表示的密度范围从1位到8位（256个灰阶），相邻灰阶间的密度差决定着图像的对比分辨率。噪声无处不在/它限制着图像的对比分辨率，故提高机器的信噪比（S/N）就是降低噪声，提高数字图像质量的重要指标之一。
4.X线摄影体位X线摄影体位的控制是通过正确的体位操作使被摄体成为可见的影像，被摄体的解剖结构、形态和细节等征象在影像上的再现是高质量影像的首要条件，这些征象的可见性决定了X线诊断的可靠性。
正确的体位技术操作：应使影像能在显示器上显示被摄体的解剖组织的形态、大小、外形的二维性；能显示被摄体的重要影像细节大小；能显示与诊断有关的关键解剖结构的影像特征。具体来说摄影体位正确应是：要求观察的解剖部位组织影像必须全部在显示器上显示；临床重点观察的解剖组织结构必须界限清楚而无其他非观察组织阴影重选，即使有不可避免的组织重选，也应清晰显示；被摄的组织影像显示应符合正常解剖投影而无失真变形；被摄体应能显示解剖方位和结构的序列。
5.摄影参数电压、电流、时间三者的合理选择是获得优质照片的重要参数。数字摄影仍以这三个参量为基础，结合数字成像特点进行参量调整。数字摄影具有计算机控制，数字化影像可贮存、处理，曝光条件宽容度大，所需辐射量低等特点。因此，数字摄影的参数选择既复杂又简单。数字X线机摄影参数的选项一般设有：脏器名称，kV自动或手动选择，kV固定方式或曲线方式选择，剂量选择，曝光参数根据透视条件自动选择，边缘增强选择，滤过系数调节，窗宽上下限选择，骨的黑白显示选择，标记，选择曲线，最大X线脉冲宽度选择，黑化度校正选择，X线管焦点选择等多个方面。每项选择内容均对图像质量有一定的影响。设定理想的参数难度较大，需数字X线机应用工程师与放射科技师相互协作反复修正。一旦设定完毕存入计算机内，实际应用时只需按动一下按键即可调出，比较简单。如果只会简单操作，不会参数设计，就不能保证胶片质量的优质和稳定。
6.后处理技术数字图像的显示媒介是显示器，显示器图像再经打印机将图像记录在胶片上，获得高质量的荧屏图像至关重要。荧屏图像的质量取决于最佳成像技术参数和后处理技术。后处理技术系指借助计算机功能对获取的原始影像作进一步的完善。后处理技术一般有：
（1）亮度和对比度调节：图像本来具有的1024个灰阶，但在显示器上仅能显示为256个灰阶，为了避免更多的信息丢失，图像的窗宽、窗位需要调至最佳。仅仅在显示器上降低为256个灰阶，而原始数据是完好无损的，所有信息都会在打印胶片时表达出来。
（2）调整锐利度：锐利度调节使图像上非常细小的细节得到增强，利用不同的锐利度曲线抑制特定区域从而避免噪音的增加。
（3）调整对比度：平衡经DR技术处理的图像可以在不改变图像整体效果的情况下使细小的结构显示清楚，大的动态范围及对比度平衡使细小结构有良好的对比度表达，与传统放射中的屏幕补偿具有相同的效果，利用DR技术，在影像细节上达到对比度平衡。例如：在足部的曝光中，踝关节比脚趾的密度高，利用DR处理技术，踝关节处的细节将会变暗而脚趾的细节将会变亮。使用了对比度平衡后，更多灰阶变得可见从而可以更好地显示细节。
（4）组织均化：在某些应用中，要成像的部位既有较厚区域又有较薄区域。通常相关的主要区域将被充分显现，而身体部位的其余部分则可能透光不足或透光过度。组织均化算法用于在保持相关主要区域的适当对比度的前提下，提高厚薄区域的对比度。要充分显示密集区域中的信息，必须使用充分的剂量。
（5）其他：如，黑白翻转，放大缩小，蒙片选择等。根据图像诊断的需要，调节相应的内容，以荧屏图像主观评价为依据，调整到最佳状态再进行胶片打印。
7.激光打印最终的影像是通过激光打印机的打印将荧屏图像真实地记录在胶片上。所以，打印机性能、胶片性能等因素都会影响图像质量。要想保证所获得图像与荧屏图像有良好的一致性，应该做到以下两点：
（1）严格进行调试运用激光打印机内标准的灰阶测试图样及X线机内的QA（质量保证）标准图进行严格的测试与调整，使数字X线机显示影像的灰阶值与激光打印机打印的灰阶值相匹配，调整到最佳效果。并经临床实际验证后，确定出标准图样中各级密度值及分辨率，作为曰常工作中的质量控制管理指标。
（2）加强管理也是保证胶片质量的重要环节。在日常工作中，必须制定出一套可行的管理方法和措施，进行质量控制。每次更换胶片后，都要进行测试，确保达到管理指标，一定会受到良好效果。
（四）DR探测器的固有缺陷
由于数字成像系统是以大规模固体探测器阵列为图像获取器部件，因此不可避免地会遇到坏点（defectpoint）、漂移（offset）、空间非均匀性、非线性响应等固体探测器阵列固有的缺陷，如何对上述缺陷加以恰当的修正成数字成像系统，是一项十分重要的问题。
1.探测器坏点数字成像探测器以其像元对于X射线的线性响应为成像基础，如果某一像元对X射线的照射不响应或响应不良（存明显的非线性）则称其为坏点（defectpoint）。一个数字成像探测器通常由数百万个像元构成，要制造一个不存在任何坏点的探测器几乎是不可能的。出于成本的考虑，允许探测器存在一定数量的坏点，这样可以使成品率大幅度提高。通常根据不同探测器的物理特性及图像质量要求来确定坏点的接收准则，在使用过程中探测器还会产生新的坏点。探测器坏点按其几何形状可分为点状分布坏点（包含单点，双点，多点），线状分布坏点（单线，双线），以及区域面状分步坏点。这些坏点可能是由于转换层的缺陷，二极管阵列单元损坏或行列驱动线及放大器损坏引起，有的探测器由于釆用了多板拼接工艺也会存在拼接工艺线，此类工艺线也纳入线状坏点的范畴。对于每一具体的探测器类型而言，制造商均制定了针对不同坏点类型的详细的接收规范，规定每种坏点的数量、分布及位置关系作为探测器合格与否的判断依据。
2.探测器图像的空间非均匀性造成探测器成像不均匀的原因主要有以下方面的原因：
（1）虽然在线性曝光剂量范围内探测器单个像元的X射线响应是线性的，但不同像元的X射线响应系数并不完全一致，从而导致图像不均匀。
（2）行驱动电路、读取放大器、A/D转换器等外围电路的不一致，导致图像不均匀。入射X射线本身固有的空间分布不均匀性，也导致图像不均匀。
这几类非均匀性尽管在图像上的表现不同但都属系统性的不均匀，在一定的限度内可以通过软件处理来加以校正，对于由噪声、电磁干扰等随机因素引起的图像不均匀则是不可以校正的。
3.探测器的漂移影响探测器工作的环境因素随时间的变化如温度、湿度、气压、电磁环境等，都会导致探测器的输出变化，这些变化称为探测器的漂移。
（五）DR探测器坏点校正
1.探测器坏点的标定由于探测器坏点指那些对X射线不响应或响应不良的点，因此可以采用标准参考均匀X射线Xdefect下釆集以检出对X射线不响应的坏点，然后分别在2Xdefect及4Xdefect剂量下曝光采集以检出响应不良的坏点。由于经过漂移校正及空间非均匀性校正后获得的均匀剂量下的图像P应呈现以平均亮度P0为期望值，标准差为δ的正态分布。对于分布在nδ之外的像元则标定为坏点，n的取值通常为2〜4之间，由设计者选定。通过以上的步骤可获得标定了所有坏点位置的坏点图（defectmap）。
2.探测器坏点的校正坏点校正工作在完成漂移校正及空间非均匀性校正后进行。坏点校正的基本方法为釆用邻近像素插值法进行修正，但必须考虑该点周围像元的状况（邻近有无其他坏点）选用不同的插值算法，通常由设计者根据探测器制造商提供的接收准则及自身试验结果来设计。在探测器坏点校正中有以下几个方面的因素需要加以关注：
（1）探测器MTF越高则坏点校正的伪影越严重，因为MTF越高邻近像元包含本像元的信息越少（信息的点扩散函数），极端情况下坏点位置的图像信息将完全丢失不能由邻近像元插值获得。因此应根据探测器MTF来制定插值方案。
（2）应根据像元密度梯度来调整插值的权重，每一坏点周围有8个邻近像元（16个次邻近像元）存在4个梯度方向（水平、垂直、左斜、右斜），对于密度梯度较小的方向可给予较高的权重或者仅采用此方向插值，可减小插值带来的伪影。
（3）设定插值算法的限定条件，对于不能满足条件的坏点则放弃插值（如邻近坏点太多），以避免因插值带来的信息错误。
经过漂移校正、空间非均匀性校正、坏点校正可获得稳定、完整、正确地反映入射X射线fe息的数字图像，这种图像被称为洁净图像（cleanimagine），可用于图像存储及表达。获得洁净图像的过程通常称为图像的预处理。
综上所述，通过图像预处理可以校正数字成像系统固有的系统性缺陷，从而达到改善成像效果的目的。实际上成像系统的漂游、不均匀、坏点并非数字成像带来的新问题，传统的模拟成像也存在类似的问题，如增感屏损伤、不均匀、增强器疵点、洗片造成的密度不稳定、畸变等，模拟方式下爭有很好的解决手段。而在数字成像条件下则可釆用数字处理的方法加以修正，这也可算是数字化所带来的一种进步。
三、乳腺摄影质量控制
（一）体位影像显示
1.内外斜位影像显示标准
（1）左、右乳腺照片影像对称放置呈菱形。
（2）腺体后部的脂肪组织充分显示。
（3）胸大肌显示充分，其下缘能延续到乳头后线或以下。
（4）乳腺无下垂，乳头呈切线位显示。
（5）乳腺下皱褶展开，且能分辨。
（6）无皮肤皱褶。
乳头后线（PNL）是由乳头向后垂直于胸大肌的角度画线，直至胸大肌或胶片边缘。
2.头尾位影像显不标准
（1）双侧乳腺CC位照片相对放置呈球形。
（2）包含乳腺的后内侧缘，能显示胸大肌边缘。
（3）充分显示腺体后的脂肪组织。
（4）CC位与MLO位摄影的乳头后线长度差，须在1cm范围之内。
（5）乳头位于切线位，不与腺体组织重叠。
（6）无皮肤皱褶。
在MLO位正确体位的前提下，CC位上PNL的长度应比MLO位短1cm。通常MLO上PNL的长度大于CC位中的长度。但是，也有约10%的受检者其PNL长度在CC位上较大。乳头正后方胸壁肌肉可见，说明在CC位中包含了足够的乳腺后组织。
乳腺的内侧后部组织是MLO位中最容易漏掉的区域。因此，在CC位中最重要的是要包含乳腺的后内侧缘。当体位正确时，乳腺内侧缘的所有纤维化腺体组织应包含在影像中，尽管外侧组织也尽可能多的包含在CC位中，但决不能因此而丢失内侧组织。
（二）乳腺影像质量标准
1.背景最大密度（Dmax）>4.0。
2.影像密度（D）1.0〜3.0。
3.影像质量能显示0.2mm的细小钙化。
4.对比度良好、锐利度清晰、噪声适度、无伪影、无模糊。
5.平均腺体剂量（AGD）3mGy。
（三）影响乳腺影像质量的相关因素
1.压迫压迫可减少腺体厚度，从而减少剂量、散射线和影像模糊。良好而有规则的压迫，可使腺体照片密度均匀。压迫同时能固定乳腺，从而消除运动伪影。
压迫不充分主要表现为乳腺结构重叠，乳腺较厚部分穿透不充分、较薄部位曝光过度以及运动模糊等。
2.曝光曝光不足是导致光学密度低的主要原因，致使照片对比度降低，影响微小钙化和低对比病变的显示。
曝光不足的原因包括压迫不当，自动曝光控制（AEC）设定不正确或失效。曝光过度则导致较薄或脂肪型乳腺过度黑化。
3.对比度X线照片对比度可定义为照片上相邻区域间光学密度的差异，适中的对比度能观察到乳腺中的微小差异。
对比度低下的原因包括不适当的曝光、冲洗缺陷、压迫不当、使用低对比胶片、靶材料和（或）滤过不适、滤线栅使用错误等。
4.清晰度清晰度良好的乳腺图像能捕获微小细节结构，例如针状结构的边缘。在乳腺影像中，模糊度通过微小线性结构边缘、组织边缘和钙化的模糊表现出来。
乳腺摄影中可能遇到的模糊种类包括运动模糊、屏–片密着不良、增感屏模糊，几何模糊和视差模糊。
5.噪声噪声或称照片斑点降低了识别钙化等微细结构的能力。在大多数乳腺摄影照片中，噪声的主要产生原因就是量子斑点。量子斑点是增感屏中同一区域吸收X线光子数量的统计涨落形成的。形成影像所用的X线光子越少，将会产生越大量的量子斑点。
曝光不足、延长冲洗时间和高速的影像接收器都与噪声的增加有关。
6.伪影伪影是指各种原因导致的障碍影，在影像中没有反映物体真正衰减差异的任何密度的改变。它的存在说明质量控制不到位。
常见的伪影有持片指纹、肩部、对侧乳腺、头发、皮肤沉积物，滤线栅铅条影是最为常见的设备伪影，屏/胶系统的伪影可以由暗室技术、胶片操作、增感屏维护、可见光漏光和安全灯等引起。
7.准直光野指示应与实际X线照射野一致，并准直在胶片的胸壁缘。
（四）读片环境的标准
1.乳腺X线影像对显示器的要求
（1）显示器分辨力满足乳腺图像观察要求，应用5M显示器。
（2）最小亮度、最大亮度、灰度特性符合标准。
（3）使用环境条件符合要求，靠近显示器附近的照度应在501x以下。
2.乳腺X线影像对观片灯的要求
（1）高亮度型，观片灯的亮度应在3500cd/m2以上。
（2）为了使各密度范围易于观察，应有亮度调节功能。
（3）具有遮光功能。
（4）光源色温、亮度、均匀度等条件符合国家标准。
（5）使用环境条件符合要求，靠近观片灯附近的照度应在501x以下。
