一種基于毛細(xì)管X 光透鏡的微型錐束CT 掃描儀*

周臘珍 夏文靜 許倩倩 陳贊 李坊佐2)? 劉志國(guó) 孫天希

1)(贛南醫(yī)學(xué)院醫(yī)學(xué)信息工程學(xué)院,贛州 341000)

2)(贛南醫(yī)學(xué)院,組織工程材料與生物制造江西省重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,贛州 341000)

3)(北京師范大學(xué)核科學(xué)與技術(shù)學(xué)院,射線束技術(shù)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,北京 100875)

活體小動(dòng)物成像系統(tǒng)是疾病研究、新藥開發(fā)的重要組成部分.其中,X 射線微型錐束計(jì)算機(jī)斷層成像(X-ray micro cone-beam computed tomography,Micro-CBCT)能實(shí)現(xiàn)數(shù)十至數(shù)百微米空間分辨率的解剖結(jié)構(gòu)成像研究.Micro-CBCT 成像儀的一個(gè)關(guān)鍵挑戰(zhàn)是其空間和對(duì)比度分辨率主要取決于X 射線源焦斑大小、探測(cè)器分辨率和系統(tǒng)幾何結(jié)構(gòu)等因素.為提高M(jìn)icro-CBCT 的空間分辨率、對(duì)比度分辨率和成像均一性,本文基于毛細(xì)管X 光透鏡研制了一款能夠調(diào)控照射X 射線束斑孔徑的Micro-CBCT 掃描儀,用于小動(dòng)物成像研究.此系統(tǒng)由微焦斑X 射線源、非晶硅平板探測(cè)器、旋轉(zhuǎn)工作臺(tái)和控制電腦組成,并采用Feldkamp-Daivs-Kress算法重建投影圖像.對(duì)該系統(tǒng)的性能進(jìn)行了測(cè)試,結(jié)果表明,系統(tǒng)在10%調(diào)制傳遞函數(shù)下的空間分辨率為9.1 lp/mm,提高了1.35 倍.同時(shí),由于毛細(xì)管X 光透鏡對(duì)低能X 射線的吸收和散射抑制作用,實(shí)現(xiàn)了2 倍以上的對(duì)比度增強(qiáng),減輕了多色X 射線束硬化效應(yīng)引起的圖像均一性惡化問(wèn)題.應(yīng)用該Micro-CBCT 系統(tǒng)對(duì)麻醉小鼠進(jìn)行了活體成像,驗(yàn)證了該系統(tǒng)在小動(dòng)物成像研究中的實(shí)用性.

1 引言

基因組學(xué)研究表明,實(shí)驗(yàn)室中常用的小動(dòng)物,如小鼠,與人類基因具有高度的遺傳同源性[1].這為在小動(dòng)物身上研究與人類相關(guān)的生物醫(yī)學(xué)問(wèn)題,如疾病機(jī)制的研究和新藥的開發(fā)奠定了理論基礎(chǔ).小動(dòng)物研究在現(xiàn)代分子生物學(xué)實(shí)驗(yàn)中越來(lái)越重要.專用的高分辨率小動(dòng)物成像系統(tǒng)已成為生物醫(yī)學(xué)研究的重要工具,主要包括微型X 射線計(jì)算機(jī)斷層成像(X-ray micro-computed tomography,Micro-CT)、微型磁共振成像(micro-magnetic resonance imaging,Micro-MRI)、微型正電子發(fā)射斷層成像(micro-positron emission tomography,Micro-PET)和微型單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層成像(micro-single photon emission computed tomography,Micro-SPECT).這些成像系統(tǒng)允許研究人員非侵入性地篩選出用于突變或病理研究的動(dòng)物,并在體外和/或體內(nèi)監(jiān)測(cè)疾病進(jìn)展和對(duì)治療的反應(yīng)情況[2?10].Micro-CT 是其中一種專用于小動(dòng)物結(jié)構(gòu)成像的方法.Micro-CT 系統(tǒng)可提供高分辨率圖像、快速數(shù)據(jù)采集、對(duì)骨組織和軟組織的良好敏感性,尤其是在使用造影劑的情況下.Micro-CT 成像空間分辨率主要由X 射線焦斑大小、探測(cè)器分辨率和系統(tǒng)幾何結(jié)構(gòu)決定,而對(duì)比度分辨率主要由X 射線通量和探測(cè)器分辨率決定[11].同時(shí),Micro-CT 圖像往往會(huì)出現(xiàn)模糊偽影,一般是由于物理效應(yīng)(如X 光束硬化、康普頓散射等)和儀器效應(yīng)造成的[12,13].

如何進(jìn)一步實(shí)現(xiàn)Micro-CT 的高空間分辨率和對(duì)比度分辨率以及消除或降低模糊效應(yīng)是目前需要解決的問(wèn)題.X 光透鏡為解決這些問(wèn)題提供了一種可能的方法.X 光透鏡聚焦X 射線束可提高其強(qiáng)度增益和調(diào)控焦斑大小,已廣泛應(yīng)用于基于實(shí)驗(yàn)室或同步輻射光源的原位分析技術(shù)領(lǐng)域[14?32].特別是,X 光透鏡在射線照相儀中可提供光束整形和散射抑制作用,這對(duì)小動(dòng)物成像是特別有益的[33].

目前,用于Micro-CBCT 的平板探測(cè)器主要有3 種類型:電荷耦合器件(charge coupled device,CCD)、互補(bǔ)型金屬氧化物半導(dǎo)體(complementary metal oxide semiconductor,CMOS)和非晶硅平板探測(cè)器[34].CCD 平板探測(cè)器的像素大小從幾微米到幾百微米,CMOS 平板探測(cè)器像素大小通常為50—200 μm,而非晶硅平板探測(cè)器的像素大小通常為100—400 μm.純粹從像素大小的角度來(lái)看,CMOS 和CCD 平板探測(cè)器更適合高分辨率成像,而非晶硅平板探測(cè)器需要在高放大系數(shù)下才能實(shí)現(xiàn)高分辨率成像.CCD 平板探測(cè)器會(huì)帶來(lái)幾何畸變和橫向畸變問(wèn)題,難以實(shí)現(xiàn)大面積高質(zhì)量成像.CMOS 平板探測(cè)器具有高填充系數(shù),幾乎沒(méi)有圖像延遲,但由于其對(duì)X 射線的敏感性而引起的老化問(wèn)題將大大降低圖像質(zhì)量,比如噪聲水平、分辨率和均勻性[34,35].非晶態(tài)硅平板探測(cè)器對(duì)X 射線敏感性低,幀率高,更適合快速成像,這對(duì)小動(dòng)物縱向研究具有重要意義.

本文設(shè)計(jì)了一種基于X 光透鏡的Micro-CBCT 掃描儀.Micro-CBCT 系統(tǒng)由帶有X 光透鏡的微焦斑X 射線管、非晶硅平板探測(cè)器、旋轉(zhuǎn)工作臺(tái)和控制計(jì)算機(jī)組成.電動(dòng)旋轉(zhuǎn)臺(tái)在程序的控制下,帶動(dòng)小動(dòng)物實(shí)現(xiàn)360°一步一步旋轉(zhuǎn).采集投影數(shù)據(jù)后,采用錐束Feldkamp-Daivs-Kress (FDK)算法重建三維圖像[36].對(duì)Micro-CBCT 系統(tǒng)的放大系數(shù)、空間分辨率、對(duì)比度分辨率和成像均勻性進(jìn)行了評(píng)價(jià).最后,以麻醉小鼠為樣品進(jìn)行活體成像,驗(yàn)證基于X 光透鏡的低劑量Micro-CBCT 系統(tǒng)的有效性和實(shí)用性.

2 實(shí)驗(yàn)裝置和方法

2.1 理論基礎(chǔ)

影響CT 掃描儀空間分辨率的因素主要有兩類:一類是幾何因素,另一類是算法因素[11].其中幾何因素方面,有效探測(cè)器孔徑大小是制約空間分辨率的基本因素.有效探測(cè)器孔徑越小,空間分辨率越高.有效探測(cè)器孔徑大小與X 射線源焦斑大小、探測(cè)器像素單元大小、X 射線源焦斑到物體的距 離(distance from X-ray focal spot to object,SOD)和X 射線源焦斑到平板探測(cè)器的距離(distance from X-ray focal spot to detector,SDD)有關(guān).這些參數(shù)通過(guò)影響有效探測(cè)器孔徑大小來(lái)影響空間分辨率的大小,如圖1 所示.其中,X 射線源焦斑大小與有效探測(cè)器孔徑大小成正比(如圖1(a)所示),X 射線源焦斑尺寸越小,空間分辨率越高.此外,SOD/SDD 越小(即物體離X 射線源焦點(diǎn)越近),空間分辨率越好(如圖1(b)所示).

圖1 X 射線源焦斑大小、SOD 和SDD 共同決定了Micro-CBCT 的有效探測(cè)器孔徑大小 (a) 焦點(diǎn)大小與有效探測(cè)器孔徑α 成正比;(b) SOD/SDD 比值與有效探測(cè)器孔徑α 成正比Fig.1.X-ray tube focal spot size,SOD and SDD jointly determine the effective detector aperture size of the micro-CT system:(a) Focal spot size is proportional to the effective detector aperture (α);(b) ratio of SOD/SDD is proportional to the effective detector aperture (α).

此外,X 射線源焦斑的大小直接影響成像的清晰度.X 射線源焦斑越大,半影面積增大,圖像清晰度將降低(如圖2 所示).減小X 射線源焦斑尺寸可以提高圖像的清晰度,但較小的焦斑尺寸會(huì)導(dǎo)致X 射線強(qiáng)度的降低.要達(dá)到相同的照射劑量,就必須增加照射時(shí)間或增加X 射線強(qiáng)度增益.

圖2 X 射線焦斑大小的半影效應(yīng)Fig.2.Penumbra effect of X-ray focal spot size.

總體上,系統(tǒng)分辨率由X 射線源焦斑大小、探測(cè)器分辨率、SOD 和SDD 共同決定.空間分辨率因探測(cè)器像素單元大小而產(chǎn)生的展寬可表示為標(biāo)準(zhǔn)偏差為σDetector的高斯函數(shù)[11]:

式中,XDetector為探測(cè)器像素單元大小.同樣,由X射線源焦斑大小導(dǎo)致的空間分辨率展寬可表示為標(biāo)準(zhǔn)偏差為σSource的高斯函數(shù)[11]:

式中,Xf,FWHM是X 射線源焦斑的半高寬.

由探測(cè)器像素單元大小和X 射線源焦斑大小引起的空間分辨率展寬分別是獨(dú)立的函數(shù),而這兩個(gè)獨(dú)立函數(shù)引起的系統(tǒng)空間分辨率展寬可正交相加得到[11]

因此,設(shè)計(jì)Micro-CBCT 掃描儀需要選擇合適的X 射線源微焦斑大小和合適的探測(cè)器像素單元大小,同時(shí)優(yōu)化SOD 和SDD,以實(shí)現(xiàn)理想的空間分辨率、視場(chǎng)大小和數(shù)據(jù)采集時(shí)間分辨率.

微焦斑X 射線源出射的X 射線通量有限,且探測(cè)器像素單元尺寸較小,Micro-CBCT 光子計(jì)數(shù)通常滿足泊松統(tǒng)計(jì),對(duì)比度分辨率可以表示為[11]

式中,σCTNumber是測(cè)量的CT 值的標(biāo)準(zhǔn)偏差,D是樣品的直徑,μ是與能量相關(guān)的X 射線吸收衰減系數(shù),N是視場(chǎng)內(nèi)總的X 光子計(jì)數(shù),Δx是探測(cè)器像素大小.對(duì)比度分辨率在X 射線能量滿足μ=2/D情況下達(dá)到最優(yōu)值[11,37].

多色X 射線能譜導(dǎo)致一個(gè)重要的問(wèn)題,即光束硬化偽影.X 射線吸收衰減系數(shù)與X 射線能量大小具有很強(qiáng)的相關(guān)性,尤其是小動(dòng)物成像研究所用的低能量X 射線.當(dāng)一束X 射線透射過(guò)樣品時(shí),低能量的X 射線在樣品表面附近被大量吸收,導(dǎo)致測(cè)量到的CT 值在樣品邊緣附近較高.通過(guò)對(duì)X 射線束進(jìn)行預(yù)過(guò)濾,可以增加X 射線束的單色性,從而降低硬化偽影.然而,X 射線束的硬化效應(yīng)很難完全消除.

多毛細(xì)管聚焦X 光透鏡(polycapillary focusing X-ray lens,PFXRL)可將位于PFXRL 入口焦點(diǎn)上的微焦斑X 射線源發(fā)散的X 射線束聚焦到出口焦點(diǎn)上,獲得更小的聚焦尺寸和高的強(qiáng)度增益[16,22?32],從而實(shí)現(xiàn)更小的有效探測(cè)器孔徑大小,減少半影模糊.此外,由于PFXRL 對(duì)低能量X 射線的吸收,可以起到低能濾波的作用,以減輕X 射線束硬化偽影效應(yīng)[24,33].

2.2 系統(tǒng)設(shè)計(jì)

2.2.1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

Micro-CBCT 掃描儀的幾何結(jié)構(gòu)見圖3.該系統(tǒng)包括一個(gè)帶有PFXRL 的微焦斑X 射線源,一個(gè)非晶硅平板探測(cè)器,一個(gè)電動(dòng)旋轉(zhuǎn)平移臺(tái)和一臺(tái)用于信號(hào)采集、控制和圖像重建的計(jì)算機(jī).微焦斑X 射線源為功率50 W 的鎢陽(yáng)極靶(美國(guó)牛津儀器公司),最大管電壓為50 kV,最大管電流為1 mA,焦斑尺寸為70 μm.非晶硅平板探測(cè)器采用1536×1920 陣列,每個(gè)陣列的像素大小為127 μm,閃爍屏面板大小為25 cm×20 cm (2520DX,美國(guó)Varex 成像公司).圖3 所示幾何結(jié)構(gòu)中,SOD為PFXRL 出口焦斑到旋轉(zhuǎn)中心的距離,SDD 為PFXRL 出口焦斑到非晶硅平板探測(cè)器成像面之間的距離.SDD 與SOD 的比值為成像系統(tǒng)的放大系數(shù).當(dāng)非晶硅平板探測(cè)器成像面積確定時(shí),通過(guò)改變系統(tǒng)的放大系數(shù)可以改變系統(tǒng)的有效視場(chǎng)大小和成像分辨率大小.將樣品放置在旋轉(zhuǎn)臺(tái)上(SURUGA SEIKI,KRW06360,日本),由主機(jī)控制驅(qū)動(dòng)逐步旋轉(zhuǎn)360°,投影圖像的采集步進(jìn)角度為1.8°.由主機(jī)控制微焦斑X 射線源開關(guān),設(shè)定所需的管電壓和管電流大小.

圖3 Micro-CBCT 系統(tǒng),該系統(tǒng)由一個(gè)結(jié)合PFXRL 的微聚焦X 射線源、一個(gè)旋轉(zhuǎn)樣品臺(tái)和一個(gè)非晶硅平板探測(cè)器組成 (a) Micro-CBCT 原理圖;(b) Micro-CBCT 實(shí)物圖;(c) 采用的PFXRL 實(shí)物圖Fig.3.Micro-CBCT system.The system consists of a microfocus X-ray source combined with a PFXRL,a rotating sample stage and an amorphous silicon-based FPD:(a) Micro-CBCT schematic diagram;(b) desktop micro-CBCT system;(c) the PFXRL.

對(duì)于PFXRL,能量依賴的入口/出口焦斑大小、傳輸效率、發(fā)散度/收斂度和強(qiáng)度增益在我們之前的工作中有詳細(xì)的介紹[38].表1 列出了PFXRL的基本參數(shù).圖4 給出了PFXRL 的出口焦斑尺寸和收斂度隨X 射線能量的變化關(guān)系.圖5 給出了PFXRL 的傳輸效率和能量密度增益隨X 射線能量的變化關(guān)系.

表1 PFXRL 的基本參數(shù)Table 1.Parameters of the PFXRL.

圖4 PFXRL 的出口焦斑尺寸和收斂度隨X 射線能量的依賴關(guān)系Fig.4.Energy dependence of the output focal spot size and convergence for the PFXRL,respectively.

圖5 PFXRL 的傳輸效率和能量密度增益隨X 射線能量的依賴關(guān)系Fig.5.Energy dependence of transmission efficiency and gain in power density of the PFXRL,respectively.

在本系統(tǒng)中,由于樣品是小動(dòng)物,選擇放大系數(shù)在2.0 左右.系統(tǒng)經(jīng)過(guò)幾何校準(zhǔn)后[39],SOD 為390.3 mm,SDD 為768.8 mm,因此系統(tǒng)的放大系數(shù)為1.97,有效像素大小為64.5 μm.此時(shí)成像區(qū)域的直徑約為10 cm,足以實(shí)現(xiàn)小鼠的成像.

2.2.2 圖像重構(gòu)

采用c++語(yǔ)言開發(fā)Windows 平臺(tái)下的Micro-CBCT 系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)控制數(shù)據(jù)采集與數(shù)據(jù)重構(gòu)軟件.采集投影數(shù)據(jù)后,對(duì)原始投影圖像進(jìn)行校正,并采用經(jīng)典的錐束FDK 算法重建三維圖像.在重建過(guò)程中,利用RAM-LAK 內(nèi)核函數(shù)進(jìn)行濾波,以保持圖像的分辨率.

2.3 性能測(cè)試

實(shí)驗(yàn)條件為:微焦斑X 射線源管電壓為50 kV,管電流為800 μA,非晶硅平板探測(cè)器幀頻為3.0 fps(frames per second),共采集200 幅投影圖像.

2.3.1 系統(tǒng)分辨率

調(diào)制傳遞函數(shù)(modulation transfer function,MTF)表示成像系統(tǒng)對(duì)不同頻率輸入信號(hào)的調(diào)制能力.在空間域,高頻信號(hào)分量代表圖像的細(xì)節(jié)信息.因此,高頻分量的調(diào)制越高,成像系統(tǒng)對(duì)樣品細(xì)節(jié)信息的分辨能力越強(qiáng).

測(cè)量Micro-CBCT 系統(tǒng)空間分辨率通常是采用點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)(point spread function,PSF)法.本文以直徑為20 μm 的金屬絲為試樣,對(duì)使用和不使用PFXRL 兩種情況下的Micro-CBCT 系統(tǒng)的PSF 進(jìn)行了測(cè)試[40].在整個(gè)掃描過(guò)程中將金屬絲保持鉛直,避免PSF 出現(xiàn)相位畸變.在CT 掃描和圖像重建后,選取感興趣區(qū)域?qū)饘俳z進(jìn)行過(guò)采樣獲得PSF,通過(guò)計(jì)算PSF 的傅里葉變換得到Micro-CBCT 系統(tǒng)的MTF.對(duì)比度分辨率表示系統(tǒng)所能分辨的對(duì)比度差別的能力.本文采用直徑為19 cm 的圓柱形塑料套管水模,通過(guò)改變管電壓并采用統(tǒng)計(jì)學(xué)的方法來(lái)評(píng)估Micro-CBCT 系統(tǒng)的對(duì)比度分辨率[41].

2.3.2 圖像均勻性和噪聲

重建圖像的均勻性意味著對(duì)于一個(gè)均勻體模,測(cè)量的CT 值不應(yīng)隨所選感興趣區(qū)域(region of interest,ROI)的位置或體模相對(duì)于系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)中心的位置而變化.其反映了Micro-CBCT 系統(tǒng)測(cè)量的空間分布的一致性,主要取決于探測(cè)器的均一性和X 射線束的硬化效應(yīng)等因素.另外,FDK 重構(gòu)算法是一種近似算法,也會(huì)帶來(lái)重構(gòu)圖像的非均一性.噪聲是指均勻物體的影像中CT 值在平均值上下的隨機(jī)漲落.圖像噪聲的存在,會(huì)掩蓋或降低圖像的對(duì)比度.實(shí)驗(yàn)選取蒸餾水作為實(shí)驗(yàn)對(duì)象,將蒸餾水放入外徑為85 mm,內(nèi)徑為84 mm 的塑料瓶中,對(duì)其進(jìn)行掃描并重建圖像,選取一定尺寸的ROI 進(jìn)行相應(yīng)的數(shù)據(jù)分析來(lái)評(píng)估Micro-CBCT 系統(tǒng)的成像均勻性和分析ROI 區(qū)域CT 數(shù)的方差來(lái)評(píng)估其噪聲特征.噪聲的相對(duì)平穩(wěn)性通過(guò)檢測(cè)噪聲在整個(gè)三維數(shù)據(jù)集上的均勻性來(lái)評(píng)估.

2.3.3 小動(dòng)物實(shí)驗(yàn)

將質(zhì)量為300 g 的雌性小鼠用10%氨基甲酸乙酯混合2%水合氯醛(0.9 mL/kg)進(jìn)行腹腔麻醉,并固定在旋轉(zhuǎn)平臺(tái)上進(jìn)行CT 掃描成像.本文所述動(dòng)物實(shí)驗(yàn)均經(jīng)贛南醫(yī)學(xué)院動(dòng)物護(hù)理與利用委員會(huì)批準(zhǔn).

3 結(jié)果與討論

3.1 系統(tǒng)分辨率

MTF 測(cè)試結(jié)果如圖6 所示,可以看出,使用PFXRL 后,空間分辨率明顯提高.當(dāng)MTF 為10%時(shí),采用PFXRL 的空間分辨率達(dá)到9.3 lp/mm,而不使用PFXRL 的空間分辨率為6.9 lp/mm.根據(jù)(1)式—(3)式,不使用PFXRL 的Micro-CBCT系統(tǒng)的空間分辨率更低,這是由X 射線源焦斑大小和金屬絲造成的模糊效應(yīng)以及投影圖像較少引起的.同時(shí),基于PFXRL 的Micro-CBCT 系統(tǒng)的空間分辨率更高,這是由于PFXRL 能實(shí)現(xiàn)更小的X 射線焦斑大小,并抑制X 射線散射,進(jìn)而有效地減少模糊效應(yīng).

圖6 使用和不使用PFXRL 兩種條件下的Micro-CBCT圖像和對(duì)應(yīng)的MTF (a)使用PFXRL;(b)不使用PFXRL;(c) MTF 曲線Fig.6.Measured images and corresponding MTF of the micro-CBCT system with and without PFXRL: (a) With PFXRL;(b) without PFXRL;(c) MTF curves.

圖7 給出了測(cè)量的水模的對(duì)比度分辨率.可以發(fā)現(xiàn),使用PFXRL 的系統(tǒng)對(duì)比度分辨率比未使用PFXRL 提高了數(shù)倍.由(4)式可知,對(duì)于不同尺寸的低對(duì)比度結(jié)構(gòu),系統(tǒng)的對(duì)比度分辨率不僅取決于噪聲,還取決于系統(tǒng)的空間分辨率.PFXRL的使用可以有效提高系統(tǒng)的空間分辨率和照射物體的X 射線強(qiáng)度增益(即提高系統(tǒng)的信噪比),從而提高M(jìn)icro-CBCT 系統(tǒng)的對(duì)比度分辨率.

圖7 對(duì)于測(cè)量的水模,在使用和不使用PFXRL 下的Micro-CBCT 系統(tǒng)對(duì)比度分辨率與管電壓的關(guān)系Fig.7.Measured contrast resolution of Micro-CBCT system as a function of tube voltages for water phantom.

3.2 圖像均勻性和噪聲

圖8 為均勻水模在使用和不使用PFXRL 條件下以及對(duì)X 射線微焦點(diǎn)源采用0.5 mm 厚的鋁片進(jìn)行濾過(guò)后的Micro-CBCT 系統(tǒng)成像掃描結(jié)果.對(duì)于給定的重建和采集參數(shù),重建完成后,將空氣的CT 數(shù)設(shè)置為0 (即,CT# 0),將水的CT 數(shù)設(shè)置為50 (即,CT# 50).圖8(a)為不使用PFXRL時(shí),重建的水模中平橫斷面圖像及綠線對(duì)應(yīng)的CT 值;圖8(b) 為使用PFXRL 時(shí),重建的水模中平橫斷面圖像及綠線對(duì)應(yīng)的CT 值;圖8(c) 為采用0.5 mm 厚的鋁片濾過(guò)后,重建的水模中平橫斷面圖像及綠線對(duì)應(yīng)的CT 值.顯然,不使用PFXRL時(shí),圖像出現(xiàn)了明顯的不均勻性,存在典型的杯狀偽影,即均勻水模中間的CT 值比邊緣部分的CT值低,造成中間黑,邊緣白的情況.使用PFXRL和/或鋁片濾過(guò)器后,圖像均顯示出良好的均勻性,但硬化偽影不能完全消除.PFXRL 作為濾過(guò)器,能有效吸收低能X 射線,減少硬化偽影,提高圖像的均一性.

圖8 水模的均勻性響應(yīng) (a) 不使用PFXRL,重建的水模中平橫斷面圖像及綠線對(duì)應(yīng)的CT 值;(b) 使用PFXRL,重建的水模中平橫斷面圖像及綠線對(duì)應(yīng)的CT 值;(c) 采用0.5 mm 厚的鋁片附加濾過(guò),重建的水模中平橫斷面圖像及綠線對(duì)應(yīng)的CT 值.空氣和水的CT 值分別歸一化為0 和50Fig.8.Uniformity response of the water phantom:(a) Reconstructed transaxial image of the uniformity phantom without using PFXRL and radial signal profile taken from the green line;(b) reconstructed transaxial image of the uniformity phantom with using PFXRL and radial signal profile taken from the green line;(c) reconstructed transaxial image of the uniformity phantom with a 0.5 mm thick aluminum sheet as filter and radial signal profile taken from the green line.The CT values of air and water are normalized to 0 and 50,respectively.

圖9 給出了均勻水模在使用PFXRL 和不使用PFXRL (附加濾過(guò):0.5 mm Al)條件下噪聲的大小和噪聲在整個(gè)三維數(shù)據(jù)集上的均勻性.重建水模的噪聲圖像中,每個(gè)點(diǎn)代表5×5×1 像素區(qū)域內(nèi)CT 數(shù)的方差(σ2).可以看出,采用PFXRL的Micro-CBCT 系統(tǒng)的噪聲水平有較明顯的降低.對(duì)應(yīng)標(biāo)準(zhǔn)偏差(σ)來(lái)表示,使用PFXRL 的Micro-CBCT 系統(tǒng)達(dá)到CT# 5— CT# 8 的噪聲水平,而不使用PFXRL(附加濾過(guò):0.5 mm Al)達(dá)到CT# 7—CT# 11 的噪聲水平.從影響噪聲的因素來(lái)看,σ2∝f3/(zD)(其中,f為系統(tǒng)的空間分辨率,z為層厚,D為劑量),采用PFXRL 可以有效提高系統(tǒng)的空間分辨率(即f值減小)和照射物體的X 射線強(qiáng)度增益(即D值增大),因此采用PFXRL能有效地降低Micro-CBCT 系統(tǒng)的噪聲水平.

圖9 水模的噪聲響應(yīng) (a)不使用PFXRL (附加濾過(guò):0.5 mm Al);(b)使用PFXRLFig.9.Noise response of the water phantom:(a) Without PFXRL (additional filtration:0.5 mm Al);(b) with PFXRL.

3.3 小動(dòng)物實(shí)驗(yàn)

麻醉小鼠成像結(jié)果如圖10 所示.從圖像上可以清楚地看到小鼠的結(jié)構(gòu),使用PFXRL 的圖像的對(duì)比度明顯高于未使用PFXRL 的圖像,顯示了精細(xì)的空間分辨率并提供了清晰的軟組織邊界和細(xì)節(jié).圖11 給出了使用PFXRL 和未使用PFXRL的Micro-CBCT 系統(tǒng)的麻醉小鼠的橫斷面切片.在等效曝光條件下,產(chǎn)生的圖像在空間分辨率和對(duì)比靈敏度方面具有可比性.基于PFXRL 的Micro-CBCT 圖像展示了更高的空間分辨率,并提供了更清晰的軟組織邊界輪廓和腸道細(xì)節(jié).這表明X 光透鏡可以有效地提高M(jìn)icro-CBCT 系統(tǒng)的成像均一性、對(duì)比度分辨率和空間分辨率.圖12 給出了麻醉小鼠肺(圖12(a)—(c))、腎(圖12(d)—(f))和下脊柱(圖12(g)—(i))區(qū)域的基于PFXRL的Micro-CBCT 切片圖像,以說(shuō)明其定量特性和成像均勻性質(zhì)量.每個(gè)圖像的窗寬窗位設(shè)置不同,以呈現(xiàn)出感興趣的結(jié)構(gòu).圖12(a)—(c)的窗寬窗位設(shè)置是強(qiáng)調(diào)大鼠肺的特征,肺的細(xì)節(jié)清晰可見,說(shuō)明了基于PFXRL 的Micro-CBCT 具有軟組織高對(duì)比度靈敏性.對(duì)于圖12(d)—(f),設(shè)置窗寬窗位來(lái)描繪脂肪和肌肉,腎臟與周圍的肌肉和脂肪清晰可見.其他結(jié)構(gòu),如胃、腸和肝也清晰可見.每張圖片中的十字線指示了大鼠左腎的位置.圖12(g)—(i)選擇相同的窗寬窗位顯示小鼠骨骼特征,椎骨間隙和骨盆非皮質(zhì)骨清晰可見,說(shuō)明了基于PFXRL 的Micro-CBCT 系統(tǒng)具有各向同性的高空間分辨率.

圖11 麻醉小鼠橫斷面圖像比較 (a)使用PFXRL;(b)不使用PFXRLFig.11.Comparison of axial images of the anesthetized mice:(a) With PFXRL;(b) without PFXRL.

圖12 麻醉小鼠肺、腎和下脊柱區(qū)域的基于PFXRL 的Micro-CBCT 圖像.每個(gè)圖像的窗寬窗位設(shè)置不同以呈現(xiàn)出感興趣的結(jié)構(gòu).橫斷面((a),(d),(g))、冠狀面((b),(e),(h))和矢狀面((c),(f),(i))切片展示了各向同性的空間分辨率和好的軟組織對(duì)比度.肺內(nèi)支氣管結(jié)構(gòu)、腎臟與周圍的肌肉和脂肪、椎骨和椎間隙都清晰可見.圖像中的垂直比例尺顯示1 cm 的間距Fig.12.PFXRL-based Micro-CBCT images of the lung,kidney and lower spine of the anesthetized mice.The window and level settings are varied in each image to allow visualization of the structures of interest.Axial ((a),(d),(g)),coronal ((b),(e),(h)),and sagittal ((c),(f),(i)) slices qualitatively demonstrate isotropic spatial resolution,with excellent soft-tissue contrast in each case.Bronchial structure within the lungs is clearly identifiable,the kidney is well delineated from surrounding muscle and fat,and fine detail in the vertebrae and intervertebral spaces is demonstrated.The vertical scale in the images shows 1 cm spacing.

4 結(jié)論

本文設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一種基于PFXRL 的Micro-CBCT 系統(tǒng)用于小動(dòng)物成像.首先對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行了主要性能測(cè)試,結(jié)果表明,基于PFXRL 的Micro-CBCT 系統(tǒng)的空間分辨率、對(duì)比度分辨率和成像均一性均有較大提高.使用PFXRL 將所測(cè)Micro-CBCT 系統(tǒng)的MTF 的極限空間頻率提高了1.35倍.PFXRL 在所有空間頻率上產(chǎn)生MTF 的增加,對(duì)于診斷運(yùn)用,可能比單獨(dú)極限MTF 的增加更有意義.同時(shí),PFXRL 的散射抑制作用,實(shí)現(xiàn)了2 倍以上的對(duì)比度增強(qiáng).此外,通過(guò)將樣品放置在PF XRL 的出口焦點(diǎn)附近,增加了照射樣品的X 射線束流通量,可將掃描時(shí)間縮短而不增加半影模糊.基于X 光透鏡的Micro-CBCT 系統(tǒng)的設(shè)計(jì)有助于提高圖像分辨率、圖像均一性和消除模糊效應(yīng),將在小動(dòng)物活體成像領(lǐng)域具備廣泛的潛在應(yīng)用前景.