計算機X射線影像（CR）圖像質量原理和測試方法

孫愷欣，陳 欣，丁國清，顏國正

（上海交通大學 上海 200240）

評價圖像質量是醫學放射影像學中一個重要的課題。有時候我們需要評價不同類型機器產生的圖像之間圖像質量比較，如CR和DR圖像的比較，有時候需要評價同一種類型的不同廠商生產的機型或者用不同技術實現的機器的圖像的比較，如Fuji的CR和Agfa的CR的比較等等。如何對X-ray圖像做客觀、統一的圖像質量評價就顯得非常重要。到目前為止還沒有對X-ray醫學圖像有完全統一的評價標準，每個廠商都有自己的評價體系。目前比較常用的X-ray醫學圖像質量參數有空間分辨率、對比度分辨率、MTF、DQE等。其中部分參數每個廠商測量的方法和定義略有不同，因此不同廠商提供的參數不一定能直接比較。

根據對CR圖像質量的分析和研究，制定了一套針對某新型CR掃描儀的圖像質量測試過程和標準，并做了實際測試。

本文介紹的圖像質量部分內容也適用于直接數字化X射線影像（DR）。

1 空間分辨率

1.1 空間分辨率介紹

空間分辨率指對于物體空間大小（幾何尺寸）的鑒別能力，代表成像系統區分或分辨互相靠近物體的能力，通常用一毫米內能顯示的線對數（LP/mm）表示空間分辨率。將相鄰的一條黑線和一條白色底線稱為一個線對，單位距離內能分辨線對數越多則空間分辨率越高。

影響空間分辨率有很多因素，總的說可以歸因于信號的調制和損失。這些因素例如有，

1）IP板的成分和厚度。

2）激光光斑大小

3）IP板上光的散射

4）PSL 信號延遲

5）信號收集效率

X-ray高吸收率和高空間分辨率往往不能兼得。通常CR熒光材料如BaFBr厚度約在100 mg/cm2。更厚的熒光層能吸收更多的X-ray粒子并鎖定更多電子，但另一方面激光擊中熒光材料會發生散射，熒光越厚度造成散射越厲害，圖像因此會模糊。空間分辨率可以通過減薄IP板的熒光層厚度，但代價是DQE降低，可能會要增加劑量。大多數CR系統現在都使用標準分辨率的IP板，而不是高分辨率低劑量效率的高分辨率IP板。而最新的IP板技術采用了結構化的熒光材料[1]在一定程度上克服了這個矛盾。

IP板熒光殘留特性會將前面一點的信號殘留疊加到下一個點上導致圖像模糊、空間分辨率降低。

1.2 分辨率測量方法

1）將分辨率卡放在IP中心位置，用10mR劑量拍攝，X-ray源前放置Cu濾板和Al濾板。

2）曝光后IP板放置5分鐘。

3）CR設置為標準分辨率掃描，打開圖像，調節Window/Level，判讀分辨率卡上最大無斷裂分辨率。

通常用一種專用的分辨率測試卡來評價X－ray圖像的空間分辨率指標。如（Fig．1）圖的這張分辨率卡，設計了從0．6LPs/mm～5．0LPs/mm 一共 20 級分辨率，每一級分辨率由兩根實線（黑線）和三根空白條（白線）組成。

為了更準確地反映真實分辨率水平，分辨率卡放置時并不是絕對的水平或豎直，而是帶有5°左右的傾角（減小摩爾紋[2]）。也有一些測試方法建議將分辨率卡傾斜45°放置[3]。

1.3 測量標準

對于醫學放射影像，對空間分辨率大致有低分辨率，高分辨率和乳腺片（Mammo）分辨率幾種區別，如表1所示。

表1 分辨率分類Tab.1 Class of spatial resolution

1.4 測試結果

圖1為某CR掃描儀高分辨率（5 LPs/mm）的測試圖像。

圖1 5LPs/mm分辨率圖像Fig．1 5LPs/mm resolution image

在橫向上的分辨率達到了4．0～4．3，在縱向上的分辨率達到 4．3～4．6。 此圖像符合高分辨率標準。

2 對比度分辨率

2.1 對比度分辨率介紹

對比度分辨率指有效信號（非噪聲）最小差異值[4]。對比度分辨率依賴于數字圖像的可用數值個數（量化水平）以及相對背景的放大率。對于大多數CR系統，數字圖像的數值隨著熒光大小的對數或者平方根變化，或者等于X－ray劑量的對數。

CR的對比度敏感度依賴的因素有，表達每個像素使用的位數（bits），系統的增益（如每個X－ray粒子對應的電子數或者每個ADC單位對應的X－ray粒子數），以及整體的噪聲水平。數字圖像后處理過程可以極大增強對比度，只要噪聲水平允許。影響最終圖像的噪聲源有，IP吸收的有限的X－ray粒子（量子斑點），在讀出過程中被激發熒光的變化，AD轉換過程中的量化誤差（取決于AD轉換的位數，現代CR通常使用10bits～12bits），以及電子噪聲等。

實際測試中主要使用低對比度分辨率卡模板。

2.2 低對比度分辨率測試方法

1）使用低對比度測試卡，10mR下拍攝，X－ray源前放置Cu濾板和Al濾板。

2）曝光后IP板放置5分鐘。

3）CR設置為標準分辨率掃描，打開圖像，調節Window/Level，判讀等級。

2.3 測試結果分析

圖2為低對比度測試模板圖。圓盤對比度模板上材質為厚20 mm的鋁金屬塊，上有均勻分布不同深度的小圓孔，每個小孔對X射線的吸收率都不同，對CR掃描儀的對比度分辨率要求很高。

圖2 低對比度測試卡測試Fig．2 Contrast pattern test

由實驗數據可見，可以讀出10級對比度，證明此CR的低對比度分辨率達到了要求。

3 空間精度·空間線性度

空間精度和線性度指空間距離的精度，或者說幾何變形的程度。CR掃描通常有飛點掃描法或者線掃描法，在X方向上有轉鏡轉動的不均勻性和光學畸變，或者是線陣器件的不均勻性，在Y方向上有機械傳動的不均勻性和受外界震動等干擾帶來的畸變。驗證空間精度的一個簡便方式就是掃描一個網格模板的圖像。網格可能需要非對稱的放置在IP板上（防止摩爾效應，Moiré Effect）。如果X和Y方向速度不匹配的話，原來正方網格就會在圖像上呈現長寬比失真。

空間精度和空間線性度可以通過特定Patten測試取得，如TQT測試，參見節8。

4 圖像噪聲

圖像噪聲主要由X－ray劑量、探測效率和圖像算法決定。為測試CR系統的圖像噪聲，在70kVp下，分別用0．1mR，1mR和10mR拍攝3張指定Phantom圖像并掃描，拍片時還需要加上1mm銅濾板。在圖像上的固定的幾個小范圍上計算均方差（PVSD）來得到系統的噪聲值。噪聲的對數值和劑量（E）的對數值呈線性關系：log（PVSD） =a+b·log（E） （相關系數 >0．95） （1）圖像噪聲可以通過特定模板測試取得，如Kodak TQT模板測試。

5 SNR

SNR指線性化后的信號強度平均值與噪聲均方差之比。線性化后的信號強度就是指數字圖像的像素數值（MPV），這個值和射線劑量成比例關系。SNR對所有的圖像獲取設備都是十分重要的參數。SNR越高圖像質量就越高。根據歐洲標準， 將 0．2 mm厚，10×10 mm2大小的鋁箔放在 20 cm厚PMMA Phantom上面，在AEC模式下曝光。用不同的PMMA Phantom厚度（從2～20 mm不等）分別曝光。在獲取的數字圖像中取整幅1/3大小的ROI，計算MPV和SD的比值。

6 CNR

一幅圖像的SNR即使很高，如果CNR不夠高的話仍然不能區分不同的組織和類型。根據歐洲的標準指導，CNR的測量方式為，將0．2 mm鋁箔疊加不同厚度的PMMA模板并曝光，在圖像中取約0．25 cm2大小的ROI，在Phantom區測得PVph和SDph，在鋁箔處測得PVAl和SDAl。CNR計算式：

7 DQE

用于描述醫學X射線設備的性能參數有很多，分辨率，對比度，MTF，SNR等等，而量子探測效率（DQE）則被普遍認為是描述X射線成像設備成像性能最合適的參數。DQE描述成像器件從輻射野到輸出數字影像數據的信噪比的能力。由于在X射線成像中，輻射野中的噪聲與空氣比是動能水平緊密相關，因此DQE也被認為描述數字X－ray成像設備的劑量效率。（盡管DQE被廣泛用于描述X－ray成像設備性能，但此參數與人主觀判斷性能之間的關系還尚未完全解釋清楚。）

制造商已廣泛地用DQE描述X－ray成像設備性能，一些管理機構（如FDA）也將DQE的規范作為認可程序。但現在業界還沒有對DQE標準規范測量條件或測量程序，導致不同廠商之間的DQE數據還不具備可比性。

國際標準IEC 62220－1:2007和中國的相應標準中國醫藥行業標準YY/T 0590－2010推薦了DQE的測量方法和程序，期望能規范測量程序和數字X射線成像設備的量子探測效率符合性聲明的格式。

IEC 62220－1標準適用于通用放射影像的2D探測設備，如 CR、DR等。

DQE通常被定義為：

其中，f是空間頻率 （LPs/mm），G是探測器增益，Φ是在探測器輸入端單位面積上的X－ray量子，MTF是調制傳遞函數，NPS是噪聲功率譜。第二個函數式（S是探測器信號）僅適用于探測器響應是線性的而且截距為0。

DQE一般可通過特定模板方式測得，如Kodak TQT方法，參見小節8。

8 TQT Phantom Pattern測試

8.1 Carestream （Kodak） TQT Phantom[5]介紹

對于X－ray數字醫學圖像，有很多參數可以評價系統的圖像質量，如空間分辨率、噪聲、探測器效率、曝光相應、按圖像信號水平以及偽影等。

原Kodak（現Carestream醫療）發明了一種可快速自動分析X－ray圖像質量的模式，Phantom模式。Phantom模板有兩層基板，每層基板都設計了不同式樣的金屬箔，這些精心設計的金屬箔吸收一定劑量X－ray，經過CR掃描或者DR拍攝獲得的圖像，通過這些圖像由特定工具就可以自動計算出系統的性能特性，包括MTF，曝光響應（精確度和線性度），幾何畸變，噪聲。對于CR還能獲得像素尺寸、像素高寬比、掃描傾斜角，掃描線性度和精度。

8.2 Carestream （Kodak）TQT Phantom測試方法

1）10mR下拍攝 TQT Phantom模板，X－ray源前放置 Cu濾板和Al濾板。

2）曝光后IP板放置5分鐘。

3）由CR掃描儀掃描圖像后通過Carestream TQT軟件分析。

8.3 Kodak TQT Phantom測試結果

圖3為Phantom模板測試圖像和分析結果。通過TQT分析可以得到以下信息：

像素大小：X方向94 μm，Y方向95 μm。符合高分辨率要求。

像素長寬比偏差：～1%。在允許范圍內。

X方向上像素比Y方向上略小，說明Polygon轉速過慢或者步進電機速度過快。可以調節其中任一參數改善。

X方向非線性度：0．39%<0．5%，在允許范圍內。如果X方向超標，就需要調整采樣點的時序或者修改光學設計。

曝光響應，曝光范圍線性度：通過。

曝光響應，在中心點附近3個不同吸收程度的噪聲都比較低，符合要求。

圖3 Phantom測試結果圖Fig．3 Phantom test

9 結 論

本文從系統設計角度較全面闡述了CR掃描儀的圖像質量原理、測試方法以及評價標準。本文介紹的圖像質量原理和測試方法應用在某CR掃描儀的研發過程中，對研發產生了非常積極的作用，不僅能檢驗設計的有效性，同時也能幫助分析設計的問題。同時在將來制造CR的過程中，本文介紹的方法也將被應用于制造過程的質量控制。

針對CR圖像還有其他一些常用圖像質量指標，如擦除率[3]、偽影[6]等，限于篇幅這里不再詳細介紹。

[1]Leblans P，Vandenbroucke D，Willems P.Storage Phosphors for Medical Imaging[J].Materials，2011，4（6）:1034-1086.

[2]AAPM Diagnostic X-ray Imaging Committee.Quality Control in Diagnostic Radiology[R].AAPM Report No.74，2002.

[3]Lyra M E，Kordolaimi S D，Aikaterini-Lampro N.Salvara.Presentation of Digital Radiographic Systems and the Quality Control Procedures that Currently Followed by Various Organizations Worldwide [J].Recent Patents on Medical Imaging，2010（2）：5-21.

[4]J.Anthony Seibert，Computed Radiography Technology 2004[M].University of California， California， USA，2004.

[5]Xiaohui Wang，David H.Foos.Digital Image Processing in Radiography [R].Health Group Research Laboratory，Eastman Kodak Company，2005.

[6]Rowlands J A.The physics of computed radiography[J].Phys.Med.Biol，2002，47（23）:66-123.