銳珂醫(yī)療集團 馮慶宇

0 前言

數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備在影像質(zhì)量的多個方面均有自己的特征，這些成像性能許多都是可以測量的，并成為評價醫(yī)療影像質(zhì)量的重要參數(shù)。這些特征主要包括成像的動態(tài)范圍與曝光量響應(yīng)（輸入/輸出[I/O]關(guān)系）、噪聲與信噪比（典型表達為噪聲功率，或者威納頻譜）、空間分辨率與調(diào)制傳遞函數(shù)（MTF）以及量子檢測效率（DQE）等。

1 數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的噪聲

圖像噪聲隨機產(chǎn)生于成像流程中的各個階段，是衡量數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備圖像質(zhì)量的重要特征參數(shù)。噪聲影響了對圖像信號的識別，影響了圖像細節(jié)的觀察，同時也限制了通過圖像增強來促進圖像信號觀察的可能性。

1.1 圖像噪聲的產(chǎn)生

圖像噪聲客觀存在于任何影像系統(tǒng)中，包括成像過程中的各種電磁波量子噪聲和固有噪聲兩部分。在數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備中，作為能量源的X射線、成像設(shè)備的固有結(jié)構(gòu)和其它對成像過程有影響的因素均會產(chǎn)生噪聲。

1.1.1 X射線輻射過程

X射線以光量子的形式輻射至探測器，在整個流程中，噪聲主要來源于三方面，即X射線光量子漲落的量子噪聲、探測器的固有噪聲、X射線光量子與探測器相互作用所引起的光量子散射噪聲。

X射線所具有的波粒二相性中的光子特性引起的統(tǒng)計漲落現(xiàn)象使圖像上的灰度產(chǎn)生小幅度變化，最終在圖像上形成細小的顆粒，量子噪聲服從泊松分布，屬于乘性噪聲。量子噪聲與探測到X射線光子的數(shù)目有關(guān)，它隨入射劑量而變化。

探測器由閃爍體、光電轉(zhuǎn)換單元、信號傳導(dǎo)等多個功能層組成。由于制作工藝的限制，從結(jié)構(gòu)和物質(zhì)分布來看，探測器的各組成部分不可能完全均勻，這樣就必然導(dǎo)致了探測器固有噪聲的產(chǎn)生，它服從高斯分布，屬于加性噪聲。探測器的這種多層結(jié)構(gòu)和不均勻性，導(dǎo)致了光量子在其中的反射與折射，這也是圖像噪聲的來源之一，也是量子噪聲。

1.1.2 光探測與光電轉(zhuǎn)換過程

光探測與光電轉(zhuǎn)換過程中，包括了發(fā)射光的濾過、光量子探測吸收和光電轉(zhuǎn)換。此過程中，噪聲主要來源于發(fā)射光濾過裝置的濾過能力和光量子所導(dǎo)致的量子噪聲。另外，光探測器和光電轉(zhuǎn)換器本身的特性和性能差異也導(dǎo)致了噪聲的產(chǎn)生。

探測器在進行光電轉(zhuǎn)換與信號傳導(dǎo)的過程中，會經(jīng)過一系列光學系統(tǒng)的傳導(dǎo)，該過程同樣會產(chǎn)生圖像噪聲。光學系統(tǒng)本身的結(jié)構(gòu)特性導(dǎo)致了固有噪聲的產(chǎn)生，傳導(dǎo)過程中可能會發(fā)生的光方向性損失和光量子之間的相互作用也會產(chǎn)生量子噪聲。

1.1.3 模/數(shù)轉(zhuǎn)換過程

數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的基本工作流程包括采樣和量化兩個組成部分，模/數(shù)轉(zhuǎn)換過程即是其中的量化部分。

模擬信號的量化帶來了量化誤差，并產(chǎn)生噪聲，稱為量化噪聲。量化級數(shù)越多，量化誤差就越小，圖像質(zhì)量就越好。增加量化位數(shù)能夠把噪聲降低到無法察覺的程度，但隨著信號幅度的降低，量化噪聲與信號之間的相關(guān)性變得更加明顯。

1.1.4 數(shù)字圖像處理過程

數(shù)字圖像處理的各種方法同樣是圖像噪聲產(chǎn)生的來源之一。例如擴大灰度動態(tài)范圍顯現(xiàn)細節(jié)的同時也會增大噪聲，對圖像進行邊緣強化等銳化處理時同樣會增大噪聲，以及圖像處理域變換中引入的變換噪聲等。

1.1.5 圖像顯示過程

在圖像顯示過程中，圖像噪聲主要來源于圖像顯示設(shè)備的特性和顯示能力，如膠片的顆粒、顯示器的亮度與質(zhì)量、膠片打印設(shè)備的成像質(zhì)量等。

1.2 圖像噪聲的評價

圖像噪聲可用輸出影像感興趣區(qū)中像素值的標準差來測評。但對于一幅圖像，更為有價值的是綜合評價整幅圖像中信號和噪聲的分布特性，為此引入信噪比、噪聲等價量子數(shù)、噪聲功率譜和量子探測效率。

1.2.1 信噪比（Signal to Noise Ratio，SNR）

信噪比是表示信號/噪聲=有用的圖像信息/錯誤的信息，并等于信號與噪聲的功率譜之比。通常功率譜難以計算，可以用信號與噪聲的方差之比近似估計圖像的信噪比。

圖像信息的讀取需要對圖像信號進行識別，并同時排除圖像噪聲，所以單獨對噪聲數(shù)量的多少進行評價并沒有實際的意義。即使噪聲數(shù)量非常多，也可能對圖像信號很好的辨別。因此引入信噪比來對影像質(zhì)量進行評價，表明信號與噪聲間的相對關(guān)系，信噪比越高，圖像質(zhì)量越好。

1.2.2 等效量子噪聲( Noise Equivalent Quanta , NEQ)

等效量子噪聲來自于量子影像理論，表達方式是：入射到一個理想探測器上的量子數(shù)如果可以用泊松分布來描述，系統(tǒng)的信噪比就是等效量子噪聲數(shù)。由于在影像中，入射的光量子分布符合泊松分布，所以NEQ一般定義為成像系統(tǒng)中輸出側(cè)的信噪比(SNROUT)的平方。

NEQ描述的是一個成像系統(tǒng)中輸出圖像信噪比，可以通過如下的表述來理解：對于某成像系統(tǒng)，在進行量子轉(zhuǎn)換時，必然存在著衰減，所以輸出的噪聲量子必然較輸入的噪聲量子增大；然后假定存在一個理想探測器，具有無衰減的轉(zhuǎn)換能力，在應(yīng)用該探測器進行成像時，如果其輸出的噪聲量子與前面成像系統(tǒng)的輸出噪聲量子相等，則相應(yīng)的輸出信號量子也與前面成像系統(tǒng)的輸出信號量子相等。這樣就可以用NEQ來表示輸出圖像的信噪比。

1.2.3 噪聲功率譜(Noise Power Spectra，NPS)

噪聲功率譜是噪聲自相關(guān)函數(shù)的傅立葉變換，系統(tǒng)的噪聲性能常常通過NPS來量化。噪聲的漲落是隨機的，所以在放射影像中，對于均勻的X射線照射，同一圖像上多個采樣點的統(tǒng)計累加均值與在同一采樣點進行多次曝光所采集累加均值是等效的。因此在一幅X射線圖像上某一區(qū)域內(nèi)，NPS的計算結(jié)果為相應(yīng)位置曝光的傅立葉變換的模除以該區(qū)域的面積。NPS表達了每個面積單元上單個光子占據(jù)的平均面積，其單位為mm2。

NPS可以全面有效地反映出影像的噪聲水平并且相對比較穩(wěn)定，因此在影像評估中使用NPS作為全面反映噪聲量級的指標。

1.3 圖像噪聲對圖像信號的影響

圖像噪聲是隨機變化的，客觀存在于任何影像系統(tǒng)中，噪聲的增加將導(dǎo)致圖像質(zhì)量下降。放射成像系統(tǒng)中的信號特征主要表現(xiàn)為X射線對比度，對比度指透過被照體不同組織的X射線強度的差異，因此噪聲對信號的干擾主要體現(xiàn)在對比度上的影響。

圖像對比度性能反映了系統(tǒng)捕獲和顯示物體真實反差的能力。只要信號上能夠區(qū)分出來對比度差別，數(shù)字系統(tǒng)的圖像處理能力可以通過對比度增強和顯示窗寬/窗位的調(diào)整把信號表現(xiàn)出來。如果一個系統(tǒng)具有較高對比度檢測能力，但同時噪聲也很大，弱信號將淹沒于噪聲中，而無法被檢測到；同樣，如果系統(tǒng)噪聲很低，但對比度也很低的話，整體信號都很弱，仍然得不到診斷上有用的圖像。所以必須是對比度強而同時噪聲低，也就是高信噪比的系統(tǒng)才能獲得好的影像。

2 X射線能量響應(yīng)與動態(tài)范圍（Dynamic Range）

X射線光量子探測器是數(shù)字化X線影像設(shè)備最為重要的因素之一。探測器的選擇應(yīng)該主要考慮不同能量的X射線和不同物質(zhì)間的相互作用機制，原則上探測器的探測效率越高越好，信號收集的時間越短越好，動態(tài)范圍越寬越好，價格越便宜越好。

2.1 探測器的X射線吸收光譜

探測器對不同能量的X射線光量子具有不同的吸收特性。X射線吸收光譜不是單調(diào)變化的曲線，它會在某些位置出現(xiàn)吸收突躍，稱為吸收邊。量子理論對此的解釋為：當入射X射線光子的能量等于被照射樣品某內(nèi)層電子的電離能時會被大量吸收，使電子電離為光電子，在其兩側(cè)吸收系數(shù)就相差很大，產(chǎn)生突躍(吸收邊)，與吸收邊對應(yīng)的能量E為電離閾。

原子中主量子數(shù)對吸收邊起了主要的作用，可以按主量子數(shù)命名吸收邊為K、L等，主量子數(shù)不同的電子的吸收邊相距頗遠。具有相同主量子數(shù)的電子，因其它量子數(shù)的不同，能量也有差別，也形成獨立的吸收邊，但這些吸收邊就靠得較近。吸收邊的位置還與元素的價態(tài)有關(guān)，氧化價每增加一價，吸收邊位置向高能側(cè)移動約2～3eV。

2.2 探測器的X射線能量響應(yīng)

數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的探測器是由數(shù)百萬個像素（感光單元）組成的，這些像素在曝光的過程中吸收X射線光量子，轉(zhuǎn)化成數(shù)字信號并成像。探測器上的每一個感光單元所探測并轉(zhuǎn)換的光量子數(shù)是不同的，當這些感光單元滿載，光子便會溢出，溢出會導(dǎo)致信息（細節(jié)）損失。

與數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的工作流程和能量轉(zhuǎn)換相適應(yīng)，從X線光量子輻射至探測器開始到完成光電轉(zhuǎn)換為止，能量響應(yīng)也由多環(huán)節(jié)組成。這里的能量是指光量子強度和能譜綜合之后的總能量；能量響應(yīng)主要包括探測器的X射線能量響應(yīng)，光探測與光電轉(zhuǎn)換響應(yīng)。光子探測器對光子的探測和隨后發(fā)生的光電轉(zhuǎn)換均為線性響應(yīng)，這是由設(shè)備的固有特性所決定。

2.3 探測器的動態(tài)范圍

動態(tài)范圍指一個信號系統(tǒng)最大不失真電平和噪聲電平的差，多用對數(shù)和比值來表示。在醫(yī)療影像設(shè)備中，動態(tài)范圍是指探測器能記錄的到達探測器的信號范圍，即所生成圖像最暗點的密度（Dmax）和最亮處密度值(Dmin)的差值。動態(tài)范圍越大，它能同時記錄的暗部細節(jié)和亮部細節(jié)越豐富，所能表現(xiàn)的層次越豐富，所包含的圖像信息也就越多。

光子探測器和光電轉(zhuǎn)換器對能量的響應(yīng)也有一定的范圍，該范圍對數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的動態(tài)范圍有著很大的影響。此外，動態(tài)范圍還取決于很多其它的限制因素，如光探測器和光電倍增管對大量光量子的飽和性和微量光量子的敏感性所引起的非線性；成像過程中各種噪聲所引起的非線性疊加等。

3 空間分辨率與調(diào)制傳遞函數(shù)（Modulation Transfer Function,MTF）

放射界最初是用影像的最高可分辨細節(jié)來評價影像質(zhì)量，即空間分辨率。但僅用空間分辨率不能真正、科學、全面地評價一個成像系統(tǒng)的特征，因此上世紀60年代，放射界把光學傳遞函數(shù)引入X線成像系統(tǒng)，并借用通訊技術(shù)中的“調(diào)制”概念，用調(diào)制傳遞函數(shù)來評價影像質(zhì)量。在醫(yī)療影像中，由于更加重視成像系統(tǒng)對人體的真實再現(xiàn)，所以這一點尤其重要。

成像系統(tǒng)的調(diào)制傳遞函數(shù)綜合反映了圖像的對比度和空間分辨率情況，可用作單純圖像所包含信息的評價指標。調(diào)制傳遞函數(shù)也反映了成像系統(tǒng)對被成像物體結(jié)構(gòu)和組織特性的還原能力，是影像質(zhì)量評價的重要指標。

3.1 空間分辨率與調(diào)制傳遞函數(shù)的概念

空間分辨率指將點源圖像的計數(shù)密度分布集中到一點的能力[1]?？臻g分辨率可以用一個非常小的物體所成的影像是否能夠被檢測出來的方式定義，也可以用一個成像系統(tǒng)能夠把兩個緊靠在一起的物體在圖像上分開的能力來定義。在醫(yī)療影像領(lǐng)域，空間分辨率指影像設(shè)備在給定背景和對比度水平下所能檢測到最小細節(jié)的能力。

調(diào)制傳遞函數(shù)又可稱為“對比度傳遞函數(shù)”，用于在頻率空間描述醫(yī)學影像系統(tǒng)的空間分辨率，反映了在某些空間頻率下成像設(shè)備從輸入圖像到輸出圖像的傳遞圖像對比度的能力。在系統(tǒng)MTF中，對比度是信號空間頻率的函數(shù)，空間頻率的提高，系統(tǒng)的對比度分辨能力下降。MTF通常是以一個平圖上有多種不同尺寸大小的線條或圖案在一定的成像設(shè)備和成像條件下攝影所作的分析來進行，做成圖表后稱之為MTF圖。MTF圖坐標的橫軸是一定的空間頻率（單一空間的函數(shù)），縱軸是MTF值（對比度比及密度比）。

3.2 空間分辨率與調(diào)制傳遞函數(shù)的測量

3.2.1 空間分辨率的測量

臨床醫(yī)療中，空間分辨率是醫(yī)學成像系統(tǒng)中的重要指標，它決定臨床能夠觀測到的病灶的最小尺寸。在對病灶進行識別的過程中，首先要求病灶與周圍組織存在著一定的密度差，即病灶與周圍組織具有一定的密度對比度；然后要求成像設(shè)備對空間差異具有分辨能力。因此，對空間分辨率進行測量時，也同樣需要在不同背景與對比度情況下進行。在高對比條件下，空間分辨率可通過曝光線對測試卡獲得，用于評估整個影像的空間分辨率。在低對比條件下，將線對測試卡置于標準人體組織測試模體輸入端進行空間分辨率測試，以模擬臨床醫(yī)療影像空間分辨率和對比度的降低[2]。

為了提高空間分辨率測量結(jié)果的精確性，在對數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備進行測量時，需要注意許多問題，主要包括：① 采用盡可能低的管電壓，盡可能低的管電流和充足的曝光量和曝光時間；② 分辨率測試卡應(yīng)盡可能的靠近影像探測器的入射端表面；③ X線管球與影像探測器的距離要足夠遠，最近不低于180cm；④ 測量前，還要對X線發(fā)生裝置進行檢測和調(diào)試，以保證X線質(zhì)量。

3.2.2 調(diào)制傳遞函數(shù)的測量

數(shù)字X線攝影系統(tǒng)MTF的測量方法主要有兩種，一種是通過系統(tǒng)的線擴散函數(shù)(Line Spread Function，LSF)計算得到；另一種是通過觀察系統(tǒng)的方波響應(yīng)或使用矩形波測試卡來測量計算。線擴散函數(shù)測量法根據(jù)所用材料方法又可分為3種：① 狹縫(slit)方法；② 刀刃(edge)方法；③柵條(bar)方法。其中，刀刃法已被IEC(國際電工學委員會)定為測量MTF的標準方法。

圖1 不同X射線探測器的MTF值

線擴散函數(shù)（LSF）表述的是當一條直線通過成像系統(tǒng)后被展寬的過程。實際工作中，LSF也很難測量，常常采用的是邊緣響應(yīng)函數(shù)(Edge Spread Function，ESF)。邊緣響應(yīng)函數(shù)通過測量圖像邊緣來研究圖像系統(tǒng)在空間傳輸?shù)囊?guī)律。

數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的成像流程包括多階段的圖像信號傳遞與轉(zhuǎn)換，因此其調(diào)制傳遞函數(shù)也是這些不同階段的不同調(diào)制傳遞函數(shù)的綜合，圖1 為不同的X射線探測器的MTF值。

4 量子探測效率（Detective Quantum Efficiency，DQE）

量子探測效率是目前評價數(shù)字成像系統(tǒng)的最常用技術(shù)指標。DQE結(jié)合了影像對比度、噪聲、空間分辨率和入射X射線劑量等幾個重要參數(shù)，對數(shù)字影像系統(tǒng)的整體成像能力進行評價。

4.1 量子探測效率的定義

DQE表示探測器探測到的信號相對于入射到該探測器上的光量子的份額，是成像系統(tǒng)中輸出側(cè)的信號與輸入側(cè)的信號之比，即成像系統(tǒng)的有效量子利用率，是空間頻率(f)的函數(shù)。

理論上完美成像系統(tǒng)的DQE應(yīng)該達到100%，即輸入與輸出信號和噪聲的比例都沒有損失。由于成像系統(tǒng)不可能將所有的輸入信號完全探測，必然存在影像信息的損失，信號和噪聲比例的改變是不可避免的，所以輸出信號一定小于輸入信號，DQE也必定小于1。

數(shù)字化X射線影像系統(tǒng)中，所有輸入到探測器上的X射線光量子僅有一部分被轉(zhuǎn)換成有效影像信息，其它則作為噪聲存在，這些由X射線光量子轉(zhuǎn)換而來的有效影像信息即是DQE值。因此，DQE是描述把輸入X射線光量子轉(zhuǎn)化成輸出影像效率和能力的指標。

IEC將其定義為輻射探測器輸出信號信噪比的平方與輻射探測器輸入信號信噪比的平方的比值[3]，即DQE=(SNROUT)2/ (SNRIN)2。

4.2 量子探測效率的理解

DQE包含兩方面的因素，即輸入信號和輸出信號，因此對DQE的理解也應(yīng)首先對輸入信號與輸出信號進行分析。

探測器輸入端，信號表達的是被成像物體的特征。當X射線與人體相互作用后，穿透的X射線光量子反映了人體的結(jié)構(gòu)特征，因此X射線光量子的分布情況表達了人體（被成像物體）的結(jié)構(gòu)特征。由此分析可以得到，探測器輸入端的信號即是到達探測器表面的X射線光量子。

探測器的輸出端，NEQ描述的是一個成像系統(tǒng)中輸出圖像信噪比，也就是一個成像系統(tǒng)中輸出信號信息的內(nèi)容。

由于NEQ表示輸出側(cè)信號信息，X射線光量子數(shù)表示輸入側(cè)信號信息，所以DQE等于NEQ與X射線光量子數(shù)之比。即DQE=NEQ/X射線光量子數(shù)

NEQ一般定義為成像系統(tǒng)中輸出側(cè)的信噪比(SNROUT)的平方，X射線光量子數(shù)即是輸入側(cè)的信噪比(SNRIN)的平方。所以DQE可以表示為輸出側(cè)的信噪比(SNROUT)的平方與輸入側(cè)的信噪比(SNRIN)的平方之比，即是實際的信噪比與理想的信噪比之比。

4.3 量子探測效率的影響因素

從DQE的定義中，可以看到，所有影響輸入與輸出圖像信號和噪聲的因素均會對DQE的值產(chǎn)生影響。

X射線光子的漲落是量子噪聲產(chǎn)生的重要原因之一，X射線光子的能量可以影響成像物體的對比度，X射線曝光劑量可以影響探測器的信號強度和噪聲，所以X射線曝光條件可以同時影響圖像的信號和噪聲，也就可以影響DQE。

量子圖像學理論中對噪聲的描述是圖像信號的隨機誤差，因此X射線的量子噪聲即是X射線光量子在探測器上的隨機誤差。如果X射線光量子數(shù)無限多，則到達探測器表面上的單位面積的量子數(shù) (光子密度)，可以認為處處相等。然而，當X射線光量子數(shù)目有限時，則到達探測器表面上的量子數(shù)就因位置而不同。當X射線光量子少到一定程度，達到X線統(tǒng)計漲落限度以外時，某些成像區(qū)域到達的X射線光量子數(shù)目無法達到探測器的最低探測能力，則噪聲必然形成。因此，當曝光劑量過低時，即使數(shù)字化成像設(shè)備具有很強的圖像處理功能，也不可能提高影像質(zhì)量，所以不能無限制地降低曝光條件。

4.4 量子探測效率的測量方法

DQE是入射X射線劑量、能量和空間頻率f，以及探測器檢測靈敏度的函數(shù)，由成像設(shè)備的噪聲、對比度、空間分辨率、MTF等參數(shù)決定，全面地反映了成像設(shè)備的成像能力與影像質(zhì)量。因此，當前各數(shù)字化X射線攝影設(shè)備制造商普遍采用DQE作為評價數(shù)字化X射線成像系統(tǒng)的技術(shù)指標。

圖2 不同X射線探測器的DQE值

DQE的測量方法有很多種，不同測量方法之間的測量結(jié)果有很大的差異性，可達40%，因此不具有可比性。為了使DQE的測量更加標準和規(guī)范化，國際IEC工作組建立了一種在國際上認可的數(shù)字X射線成像系統(tǒng)DQE測量方法，即IEC62220-1。圖2 為不同X射線探測器的DQE值。

5 結(jié)束語

對于數(shù)字化醫(yī)療影像設(shè)備的成像能力，單獨應(yīng)用任何一種方法均不可能作出完整的評價，必須綜合運用各種評價體系來進行整體性的評價。隨著影像分析與處理技術(shù)，特別是計算機視覺與智能技術(shù)的向前發(fā)展，以及人們對醫(yī)療數(shù)字化影像認識理解的進一步加深，影像質(zhì)量評價的難點也將隨之解決。

一些思考:

對于空間分辨率與密度分辨率的理解？

本文認為，由于在對圖像細節(jié)進行分辨時，必須同時考慮細節(jié)與背景之間的空間差異和密度差異，因此在探討圖像的空間分辨率時，應(yīng)當考慮在不同背景密度（對比度）下的空間分辨率。

與此相似，由于設(shè)備在成像過程中，分辨的是不同組織間的密度差，而不是單純的密度。因此嚴格來說，應(yīng)該稱為密度差分辨率，即組織的對比度分辨率，并且在國際上常用的標準與規(guī)范中，也沒有發(fā)現(xiàn)density resolution的概念解釋。

上述問題的產(chǎn)生，考慮其原因應(yīng)在于不同角度和領(lǐng)域?qū)@些概念有不同的理解。從工程學角度來看，空間分辨率指的是設(shè)備的極限分辨能力；密度差分辨率則與設(shè)備的曝光響應(yīng)與動態(tài)范圍，以及量化級別密切相關(guān)。而從臨床應(yīng)用角度來看，空間分辨率與密度差分辨率必須同時考慮設(shè)備的成像能力與臨床工作中的實際情況，二者不能割裂開來。

由于上述的原因，本文同樣認為，高對比度分辨率不等同于空間分辨率，低對比度分辨率不等同于密度差分辨率，而應(yīng)該解釋為“一定密度差情況下的空間分辨率”和“一定空間分辨下的密度差分辨率”。

[1]GB/T 17857-1999,醫(yī)用放射學術(shù)語[S].

[2]European Commission.European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis[M].4th ed.Belgium:European communities,2006.

[3]IEC 62220-1:Medical electrical equipment Characteristics of digital X-ray imaging devices Part 1:Determination of the detective quantum efficiency-First Edition IEC62220-1[S].