双层平板探测的双能成像检测系统

蓝重洲，王宗朋*，文敏儒

（1. 深圳市安健科技股份有限公司，广东 深圳 518000；2. 广东工业大学 物理与光电工程学院，广东 广州 510006）

1 引 言

数字X 射线成像系统（Digital radiography，DR）被广泛应用于医疗、工业无损检测、天文观测等领域［1-3］。医用DR 主要用于胸部、骨骼等部位诊断，双能成像技术为其较高端方案之一，该技术可提升图中胸部、骨骼等组织的对比度［1］。此外双能技术还被广泛应用于CT 领域，西门子、飞利浦等厂家采用双源、kVp 切换等方式可实现双能成像，可实现多种诊断目的［4-5］。然而以上方案并未采用双层平板探测技术，传统的DR 双能成像方案被称为快速kVp 切换（kVp switching），即设定低、高管电压通过两次曝光获取低能、高能图像。对DR 获取的双能图像减影可得到骨骼增强、骨骼抑制图像，增强图像可凸显一些组织、病灶的对比度，从而提升医生诊断时的视觉效果［6-7］。

然而该技术存在一定局限性，两次曝光并非同时进行且低能图像所需曝光时间较长，拍摄胸部中心脏等运动物体时双能图像存在运动差异，导致增强图像出现运动伪影；此外多次曝光采集图像还存在剂量过高的情况。为此，本文研究一种使用双层X 射线平板探测器单次曝光获取双能图像，并实现双能减影的检测方法。首先介绍双层平板成像原理，分析不同管电压、滤过对射线能谱影响后分别使用kVp 切换、双层平板方案获得胸模双能图像并比较。针对双层平板特性给出双能图像配准方案，对两种方案采集的胸模双能图像减影并评估减影图像效果。

2 双层平板成像原理及试验装置

2.1 双层平板成像原理

图1（a）所示为单层X 射线平板探测器（Flat panel detector，FPD），X 射线经闪烁体后转换为可见光，经感光层光电转换后得到一幅单能图像［8］。图1（b）所示为双层X 射线平板探测器，X射线经上层平板探测器后得到低能图像，X 射线经上层平板、滤过层后通过下层平板探测器得到高能图像，故通过双层平板探测器可获得双能图像。

图1 平板探测器结构Fig.1 FPD structure

2.2 试验装置

图2 所示为双层X 射线探测成像系统，图中左侧为试验所用RSD-111T 胸部体模，主要用于X 射线成像系统的图像评估。工作站给高压设置一定的剂量，并给出曝光信号，球管工作并发出的X 射线，射线经体模衰减后被双层平板探测得到所述双能图像。图2 右侧所示为工作站采集的低能、高能图像，两幅图像存在一定视觉差异，双能图像经过图像处理后呈现给医生观察诊断。

图2 双层X 射线探测成像系统Fig.2 Dual layer X-ray detection imaging system

3 双能成像分析

首先分析不同管电压下X 射线的能谱，再分析一定管电压下不同厚度滤过后的能谱，分别以常用的kVp 切换、双层平板探测方案采集对应的双能图像并分析图像效果。

3.1 X 射线能谱分析

图3 所示为不同管电压激励下产生的X 射线能谱，横轴表示射线能量，纵轴表示单位管电流激励下，单位平方毫米内搜集的光子数［9］。图中实线表示60 kVp、虚线表示120 kVp 能量频谱，可以看出，随着kVp 升高，射线平均能量升高且光子数增多。

图3 不同管电压激励下X 射线能谱Fig.3 X-ray spectrum excited by different tube voltages

3.2 滤过与能谱关系

图4 所示为120 kVp 下产生的X 射线在不同滤过层下对应的能谱，采用的滤过层分别为0.5 mm Cu，1 mm Cu，1 mm Cu+0.2 mm CsI。可以看出，随着铜滤过厚度增加，低能软射线被过滤，光子数下降，此外，再添加0.2 mm CsI 亦可达到类似效果。

图4 120 kVp，不同滤过下X 射线能谱Fig.4 X-ray spectrum excited by 120 kVp with different filter

3.3 胸模双能成像分析

3.3.1 kVp 切换

试验采用胸部体模，通过两次曝光获得胸模双能图像，曝光条件如表1 所示。经图像校正［10］后查看双能图像效果，图5（a）所示为高能图像经图像后处理的效果［11］，图5（b）所示为高、低能图像在图5（a）白色虚线行的像素灰度分布E，图5（c）所示为自然对数归一化后的灰度分布e，其可由式（1）得到：

表1 kVp 切换曝光条件Tab.1 Exposure conditions of kVp switching

其中，Elung表示肺部高亮处灰度。由图5（b）可知要使高、低能图像膈肌处灰度趋于一致，低能需使用15 倍于高能的管电流，这是因为低能软射线易被组织吸收，查看肋骨、肺部灰度分布可发现低能图像对比度高于高能图像；由图5（c）亦可发现高、低能图像肋骨、肺部对比度差异，故kVp 切换采集的双能图像可表征人体不同部位对不同能谱射线的衰减差异。

图5 kVp 切换双能成像分析Fig.5 Dual energy imaging analysis of kVp switching

此外采集低能图像所用曝光时间为250 ms，且低能、高能图像并非同时曝光采集，故拍摄人体胸部时很难避免心脏跳动带来的运动伪影。

3.3.2 双层平板探测

由3.2 节可知，无滤过的120 kVp 射线能谱中，光子能量集中位于50 keV 左右；经1 mm Cu滤过后发现能谱中50 keV 以下的低能软射线基本被过滤，光子数峰值位置升高至50 keV 以上，然而滤过后的整体光子数明显下降。

表2 所示为双层平板探测单次曝光所用条件，根据2.1 节介绍的成像原理，120 kVp 射线穿过人体后由上层平板探测得到低能图像，射线再经1 mm 厚Cu 滤过衰减后由下层平板探测得到高能图像。故双层平板单次曝光即可获得双能图像。

表2 双层平板探测曝光条件Tab.2 Exposure conditions of dual layer detection

图6（a）和6（b）所示分别为双层平板探测器采集的高、低能图像经图像配准后，在图5（a）白色虚线行的像素灰度分布E、自然对数归一化后的灰度分布e。由图6（a）可知射线经过1 mm Cu滤过后被衰减，高能图像信号约为低能信号0.25倍；由图6（b）虚线框中肋骨、肺部灰度分布可知低能图像对比度亦高于低能图像，故通过双层平板采集的双能图像亦可表征人体不同部位对不同能谱射线的衰减差异。

图6 双层平板探测器双能成像分析Fig.6 Dual energy imaging analysis of dual layer FPD

此外双层平板采集双能图像时单次曝光时间为62.5 ms，曝光时间较kVp 切换中低能图像曝光时间短，且双能图像同时采集故可避免运动伪影。双层平板采集时剂量为20 mAs，低于kVp切换两次采集所需的85.6 mAs，故双层平板还存在剂量较低的优势。

4 双层平板成像检测

4.1 双能图像配准

双层平板装配时存在刚性偏移，故需对双能图像配准，其流程为［12］：（1）将分辨率测试卡放置于平板中央；（2）以一定剂量曝光获取双能图像Elow，Ehigh；（3）截取双能图像分辨率测试卡区域；（4）图像配准，采用相位相关方法，令fl（x，y），fh（x，y）为截取的低、高能分辨率测试卡区域，其大小为M×N，x0、y0分别为在x，y方向的平移，其时频域关系可由式（2），（3）给出：

其中：Fl（u，v）、Fh（u，v）分别为fl（x，y）、fh（x，y）的傅里叶变换，其能量互功率谱可由式（4）给出：

其中：Fl（*u，v）、Fh（*u，v）分别为F（lu，v）、F（hu，v）的复共轭，对P（u，v）做傅里叶逆变换、平移后可得到p（x，y），在p（x，y）中遍历得到冲击响应δ（x0，y0）。双层平板有一定的装配精度，在x，y方向分别存在±k，±lpixels 内的偏移，在p（x，y）中的［M/2-k，M/2+k］行，［N/2-l，N/2+l］列范围内搜索最大值δmax，并在此范围内获得大于0.5×δmax的若干坐标作为备选点。

通过备选点平移更新高能分辨率测试卡区域fh（x，y），根据式（5）计算fl（x，y），fh（x，y）相关性系数cc，令cc最大的备选点即高能所需平移x0，y0，将该平移量作为双能图像配准依据［13］。

图7（a）所示为双能图像分辨率测试卡区域配准前融合效果，发现其边缘有重影，且线对不清晰；图7（b）所示为双能图像分辨率测试卡区域采用所提配准方案后融合效果，发现其边缘锐利，线对清晰。

图7 分辨测试卡双能图像配准前、后融合效果Fig.7 Dual energy images of resolution test card fused performance before and after registration

4.2 双能减影效果

经kVp 切换采集的双能图像经双能减影后可得到骨骼增强、骨骼抑制的两幅图像，减影后图像可提升临床医师诊断骨骼、肺部等疾病的效率。低能、高能图像经式（6）做自然对数变换后，即可通过设定不同权重w，通过式（7）获得骨骼增强、抑制图像［14］。

图8 为双能减影图像，图8（a）所示为经图像后处理后的高能图像，其黄色方框区域截取的肺部区域如图8（d）所示，图8（d）中上、下方框分别表示软组织、骨骼区域。软组织区域高、低能图像经式（7）减影后获得IDE，经式（8）计算得到标准差σ1（w），迭代若干次找到令σ1（w）最小的w即为获取骨骼增强图像的最优权重；类似地软组织、骨骼双能图像经式（7）分别得到IDE1，IDE2，再经式（9）得到标准差σ2（w），迭代若干次找到令σ2（w）最小的w即为骨骼抑制图像最优权重。

图8 双能减影图像效果Fig.8 Dual energy subtraction images performance

图8（b）和8（c）分别为kVp 切换获取的双能图像减影得到的骨骼增强、骨骼抑制图像；图8（e）和8（f）分别为双层平板获取的双能图像减影得到的骨骼增强、骨骼抑制图像。对比图8（b），8（e）效果可见骨骼与肺部软组织之间对比度增强，骨骼清晰可见，心脏处对比度亦被一定程度抑制；再对比图8（c），8（f）两幅骨骼抑制图像效果发现肺部肋骨信息被抑制，肺部被增强。该试验表明双层平板获取双能图像的方案亦可实现双能减影。

射线经滤过衰减后，双层平板采集的高能图像信号较弱，故容易受探测器电子噪声干扰。目前双层平板减影图像隐约可见竖状条纹伪影，该伪影后续可通过改进电路去除［15］。

4.3 双能减影图像SDNR 对比

进一步地，通过计算信号差噪声比（Signal difference to noise ratio，SDNR）评估双能减影图像效果，SDNR计算方法如式（10）所示［16］：

其中：μb、μs、σb、σs分别表示图8（d）中骨骼、软组织区域均值、标准差。表3 为双能减影SDNR 比较，可发现高能图像SDNR 低于低能图像，双层平板高能图像SDNR 高于kVp 切换高能图像；双能减影后骨骼增强图像SDNR 升高，骨骼抑制图像SDNR 降低，双层平板骨骼增强SDNR 高于kVp 切 换，骨 骼 抑 制SDNR 低 于kVp 切 换，说 明双层平板获得的骨骼增强图像对比度较高，骨骼抑制图像对比度较低。

表3 双能减影SDNR 比较Tab.3 SDNR comparison of dual energy subtraction images

5 结 论

本文研究了一种基于双层平板探测器的医用X 射线双能成像方法，提出了双层平板成像方案并分析了成像原理。通过试验获得了双层平板采集的双能图像，分析并对比kVp 切换采集的双能图像，发现双层平板采集的双能图像可表征人体不同部位对不同能谱射线的衰减差异。此外，双层平板方案较kVp 切换存在无运动伪影，剂量较低的优势。提出了双层平板中高能、低能图像配准、减影方案，发现双层平板采集的双能图像减影后，骨骼增强、骨骼抑制图像视觉效果与kVp 切换方案效果接近，进一步计算骨骼增强、抑制图像SDNR 发现双层平板骨骼增强图像对比度较高，骨骼抑制图像对比度较低。