雙層平板探測的雙能成像檢測系統

藍重洲，王宗朋*，文敏儒

（1. 深圳市安健科技股份有限公司，廣東 深圳 518000；2. 廣東工業大學 物理與光電工程學院，廣東 廣州 510006）

1 引 言

數字X 射線成像系統（Digital radiography，DR）被廣泛應用于醫療、工業無損檢測、天文觀測等領域［1-3］。醫用DR 主要用于胸部、骨骼等部位診斷，雙能成像技術為其較高端方案之一，該技術可提升圖中胸部、骨骼等組織的對比度［1］。此外雙能技術還被廣泛應用于CT 領域，西門子、飛利浦等廠家采用雙源、kVp 切換等方式可實現雙能成像，可實現多種診斷目的［4-5］。然而以上方案并未采用雙層平板探測技術，傳統的DR 雙能成像方案被稱為快速kVp 切換（kVp switching），即設定低、高管電壓通過兩次曝光獲取低能、高能圖像。對DR 獲取的雙能圖像減影可得到骨骼增強、骨骼抑制圖像，增強圖像可凸顯一些組織、病灶的對比度，從而提升醫生診斷時的視覺效果［6-7］。

然而該技術存在一定局限性，兩次曝光并非同時進行且低能圖像所需曝光時間較長，拍攝胸部中心臟等運動物體時雙能圖像存在運動差異，導致增強圖像出現運動偽影；此外多次曝光采集圖像還存在劑量過高的情況。為此，本文研究一種使用雙層X 射線平板探測器單次曝光獲取雙能圖像，并實現雙能減影的檢測方法。首先介紹雙層平板成像原理，分析不同管電壓、濾過對射線能譜影響后分別使用kVp 切換、雙層平板方案獲得胸模雙能圖像并比較。針對雙層平板特性給出雙能圖像配準方案，對兩種方案采集的胸模雙能圖像減影并評估減影圖像效果。

2 雙層平板成像原理及試驗裝置

2.1 雙層平板成像原理

圖1（a）所示為單層X 射線平板探測器（Flat panel detector，FPD），X 射線經閃爍體后轉換為可見光，經感光層光電轉換后得到一幅單能圖像［8］。圖1（b）所示為雙層X 射線平板探測器，X射線經上層平板探測器后得到低能圖像，X 射線經上層平板、濾過層后通過下層平板探測器得到高能圖像，故通過雙層平板探測器可獲得雙能圖像。

圖1 平板探測器結構Fig.1 FPD structure

2.2 試驗裝置

圖2 所示為雙層X 射線探測成像系統，圖中左側為試驗所用RSD-111T 胸部體模，主要用于X 射線成像系統的圖像評估。工作站給高壓設置一定的劑量，并給出曝光信號，球管工作并發出的X 射線，射線經體模衰減后被雙層平板探測得到所述雙能圖像。圖2 右側所示為工作站采集的低能、高能圖像，兩幅圖像存在一定視覺差異，雙能圖像經過圖像處理后呈現給醫生觀察診斷。

圖2 雙層X 射線探測成像系統Fig.2 Dual layer X-ray detection imaging system

3 雙能成像分析

首先分析不同管電壓下X 射線的能譜，再分析一定管電壓下不同厚度濾過后的能譜，分別以常用的kVp 切換、雙層平板探測方案采集對應的雙能圖像并分析圖像效果。

3.1 X 射線能譜分析

圖3 所示為不同管電壓激勵下產生的X 射線能譜，橫軸表示射線能量，縱軸表示單位管電流激勵下，單位平方毫米內搜集的光子數［9］。圖中實線表示60 kVp、虛線表示120 kVp 能量頻譜，可以看出，隨著kVp 升高，射線平均能量升高且光子數增多。

圖3 不同管電壓激勵下X 射線能譜Fig.3 X-ray spectrum excited by different tube voltages

3.2 濾過與能譜關系

圖4 所示為120 kVp 下產生的X 射線在不同濾過層下對應的能譜，采用的濾過層分別為0.5 mm Cu，1 mm Cu，1 mm Cu+0.2 mm CsI。可以看出，隨著銅濾過厚度增加，低能軟射線被過濾，光子數下降，此外，再添加0.2 mm CsI 亦可達到類似效果。

圖4 120 kVp，不同濾過下X 射線能譜Fig.4 X-ray spectrum excited by 120 kVp with different filter

3.3 胸模雙能成像分析

3.3.1 kVp 切換

試驗采用胸部體模，通過兩次曝光獲得胸模雙能圖像，曝光條件如表1 所示。經圖像校正［10］后查看雙能圖像效果，圖5（a）所示為高能圖像經圖像后處理的效果［11］，圖5（b）所示為高、低能圖像在圖5（a）白色虛線行的像素灰度分布E，圖5（c）所示為自然對數歸一化后的灰度分布e，其可由式（1）得到：

表1 kVp 切換曝光條件Tab.1 Exposure conditions of kVp switching

其中，Elung表示肺部高亮處灰度。由圖5（b）可知要使高、低能圖像膈肌處灰度趨于一致，低能需使用15 倍于高能的管電流，這是因為低能軟射線易被組織吸收，查看肋骨、肺部灰度分布可發現低能圖像對比度高于高能圖像；由圖5（c）亦可發現高、低能圖像肋骨、肺部對比度差異，故kVp 切換采集的雙能圖像可表征人體不同部位對不同能譜射線的衰減差異。

圖5 kVp 切換雙能成像分析Fig.5 Dual energy imaging analysis of kVp switching

此外采集低能圖像所用曝光時間為250 ms，且低能、高能圖像并非同時曝光采集，故拍攝人體胸部時很難避免心臟跳動帶來的運動偽影。

3.3.2 雙層平板探測

由3.2 節可知，無濾過的120 kVp 射線能譜中，光子能量集中位于50 keV 左右；經1 mm Cu濾過后發現能譜中50 keV 以下的低能軟射線基本被過濾，光子數峰值位置升高至50 keV 以上，然而濾過后的整體光子數明顯下降。

表2 所示為雙層平板探測單次曝光所用條件，根據2.1 節介紹的成像原理，120 kVp 射線穿過人體后由上層平板探測得到低能圖像，射線再經1 mm 厚Cu 濾過衰減后由下層平板探測得到高能圖像。故雙層平板單次曝光即可獲得雙能圖像。

表2 雙層平板探測曝光條件Tab.2 Exposure conditions of dual layer detection

圖6（a）和6（b）所示分別為雙層平板探測器采集的高、低能圖像經圖像配準后，在圖5（a）白色虛線行的像素灰度分布E、自然對數歸一化后的灰度分布e。由圖6（a）可知射線經過1 mm Cu濾過后被衰減，高能圖像信號約為低能信號0.25倍；由圖6（b）虛線框中肋骨、肺部灰度分布可知低能圖像對比度亦高于低能圖像，故通過雙層平板采集的雙能圖像亦可表征人體不同部位對不同能譜射線的衰減差異。

圖6 雙層平板探測器雙能成像分析Fig.6 Dual energy imaging analysis of dual layer FPD

此外雙層平板采集雙能圖像時單次曝光時間為62.5 ms，曝光時間較kVp 切換中低能圖像曝光時間短，且雙能圖像同時采集故可避免運動偽影。雙層平板采集時劑量為20 mAs，低于kVp切換兩次采集所需的85.6 mAs，故雙層平板還存在劑量較低的優勢。

4 雙層平板成像檢測

4.1 雙能圖像配準

雙層平板裝配時存在剛性偏移，故需對雙能圖像配準，其流程為［12］：（1）將分辨率測試卡放置于平板中央；（2）以一定劑量曝光獲取雙能圖像Elow，Ehigh；（3）截取雙能圖像分辨率測試卡區域；（4）圖像配準，采用相位相關方法，令fl（x，y），fh（x，y）為截取的低、高能分辨率測試卡區域，其大小為M×N，x0、y0分別為在x，y方向的平移，其時頻域關系可由式（2），（3）給出：

其中：Fl（u，v）、Fh（u，v）分別為fl（x，y）、fh（x，y）的傅里葉變換，其能量互功率譜可由式（4）給出：

其中：Fl（*u，v）、Fh（*u，v）分別為F（lu，v）、F（hu，v）的復共軛，對P（u，v）做傅里葉逆變換、平移后可得到p（x，y），在p（x，y）中遍歷得到沖擊響應δ（x0，y0）。雙層平板有一定的裝配精度，在x，y方向分別存在±k，±lpixels 內的偏移，在p（x，y）中的［M/2-k，M/2+k］行，［N/2-l，N/2+l］列范圍內搜索最大值δmax，并在此范圍內獲得大于0.5×δmax的若干坐標作為備選點。

通過備選點平移更新高能分辨率測試卡區域fh（x，y），根據式（5）計算fl（x，y），fh（x，y）相關性系數cc，令cc最大的備選點即高能所需平移x0，y0，將該平移量作為雙能圖像配準依據［13］。

圖7（a）所示為雙能圖像分辨率測試卡區域配準前融合效果，發現其邊緣有重影，且線對不清晰；圖7（b）所示為雙能圖像分辨率測試卡區域采用所提配準方案后融合效果，發現其邊緣銳利，線對清晰。

圖7 分辨測試卡雙能圖像配準前、后融合效果Fig.7 Dual energy images of resolution test card fused performance before and after registration

4.2 雙能減影效果

經kVp 切換采集的雙能圖像經雙能減影后可得到骨骼增強、骨骼抑制的兩幅圖像，減影后圖像可提升臨床醫師診斷骨骼、肺部等疾病的效率。低能、高能圖像經式（6）做自然對數變換后，即可通過設定不同權重w，通過式（7）獲得骨骼增強、抑制圖像［14］。

圖8 為雙能減影圖像，圖8（a）所示為經圖像后處理后的高能圖像，其黃色方框區域截取的肺部區域如圖8（d）所示，圖8（d）中上、下方框分別表示軟組織、骨骼區域。軟組織區域高、低能圖像經式（7）減影后獲得IDE，經式（8）計算得到標準差σ1（w），迭代若干次找到令σ1（w）最小的w即為獲取骨骼增強圖像的最優權重；類似地軟組織、骨骼雙能圖像經式（7）分別得到IDE1，IDE2，再經式（9）得到標準差σ2（w），迭代若干次找到令σ2（w）最小的w即為骨骼抑制圖像最優權重。

圖8 雙能減影圖像效果Fig.8 Dual energy subtraction images performance

圖8（b）和8（c）分別為kVp 切換獲取的雙能圖像減影得到的骨骼增強、骨骼抑制圖像；圖8（e）和8（f）分別為雙層平板獲取的雙能圖像減影得到的骨骼增強、骨骼抑制圖像。對比圖8（b），8（e）效果可見骨骼與肺部軟組織之間對比度增強，骨骼清晰可見，心臟處對比度亦被一定程度抑制；再對比圖8（c），8（f）兩幅骨骼抑制圖像效果發現肺部肋骨信息被抑制，肺部被增強。該試驗表明雙層平板獲取雙能圖像的方案亦可實現雙能減影。

射線經濾過衰減后，雙層平板采集的高能圖像信號較弱，故容易受探測器電子噪聲干擾。目前雙層平板減影圖像隱約可見豎狀條紋偽影，該偽影后續可通過改進電路去除［15］。

4.3 雙能減影圖像SDNR 對比

進一步地，通過計算信號差噪聲比（Signal difference to noise ratio，SDNR）評估雙能減影圖像效果，SDNR計算方法如式（10）所示［16］：

其中：μb、μs、σb、σs分別表示圖8（d）中骨骼、軟組織區域均值、標準差。表3 為雙能減影SDNR 比較，可發現高能圖像SDNR 低于低能圖像，雙層平板高能圖像SDNR 高于kVp 切換高能圖像；雙能減影后骨骼增強圖像SDNR 升高，骨骼抑制圖像SDNR 降低，雙層平板骨骼增強SDNR 高于kVp 切 換，骨 骼 抑 制SDNR 低 于kVp 切 換，說 明雙層平板獲得的骨骼增強圖像對比度較高，骨骼抑制圖像對比度較低。

表3 雙能減影SDNR 比較Tab.3 SDNR comparison of dual energy subtraction images

5 結 論

本文研究了一種基于雙層平板探測器的醫用X 射線雙能成像方法，提出了雙層平板成像方案并分析了成像原理。通過試驗獲得了雙層平板采集的雙能圖像，分析并對比kVp 切換采集的雙能圖像，發現雙層平板采集的雙能圖像可表征人體不同部位對不同能譜射線的衰減差異。此外，雙層平板方案較kVp 切換存在無運動偽影，劑量較低的優勢。提出了雙層平板中高能、低能圖像配準、減影方案，發現雙層平板采集的雙能圖像減影后，骨骼增強、骨骼抑制圖像視覺效果與kVp 切換方案效果接近，進一步計算骨骼增強、抑制圖像SDNR 發現雙層平板骨骼增強圖像對比度較高，骨骼抑制圖像對比度較低。