微型 X射线数字成像系统的测试与应用

蔺 超,郑玉权

(中国科学院长春光学精密机械与物理研究所,吉林长春 130033)

1 引 言

20世纪 50年代,人们首次通过图像增强器技术得到了实时、清晰的 X射线图像,但是图像的对比度与分辨率上却难以与传统的胶片照相相比;因此,长期以来胶片照相一直作为 X射线检测领域的主要技术手段。然而,无论胶片还是图像增强器均在图像的存储和传输上有着诸多不便,直至 20世纪 80年代引入计算机 X射线技术(Computed Radiography,CR),X射线成像才真正进入了数字化时代。时至今日,数字 X射线成像技术 (Digital Radiography,DR)已成为泛指多种数字化 X射线技术的广义名词,其优势不仅体现在无胶片的图像存储和传输上,丰富的图像处理技术更进一步拓展了DR的应用范围。

在医学诊断、工业电子元器件检测、微小零件探伤等方面,具有高分辨率、可便携移动特点的微小型 X射线数字成像系统有着较多的应用需求。特别是在牙科诊断领域,近年来国外已有多家公司研发出了相应的 X射线成像系统产品并推广使用,而国内医院仍普遍采用传统的胶片照相方式,鉴于此类产品巨大的市场潜力,本文对微型 X射线数字成像系统进行了研究。

基于 X射线敏感 CCD,研制了一套微型数字成像系统,并用于牙科诊断。检测了系统的辐射剂量和分辨率,校正了成像非均匀性。实际应用结果表明,该系统分辨率高于 10 lp/mm,图像非均匀性降低了 27.5%,且辐射剂量减少,降低了对受检者的辐射伤害。

2 成像系统的原理与组成

探测器的选择是成像系统研制的关键。目前CR成像板的分辨率已可与胶片媲美,并具有更大的图像宽容度,尤其是近年来出现的可双面读取的 CR成像板,具有更丰富的图像信息和更高的使用效率[1]。然而 CR的成像方式类似于胶片,无法实时成像的缺点难以发挥数字成像技术的诸多优势。与 CR相比,采用数字平板探测器 (Flat-PanelDetector,FPD)的 DR可将 X射线光子直接转换为数字信息,省去了摄像过程中的成像板装盒、读出、擦写等操作,此外 FPD的结构形式决定其具有更高的 X射线量子转换效率,在获得高质量图像的同时仅需要较少的辐射剂量[2～3]。目前FPD在技术上已较为成熟且国外已有多种成型的产品,因此采用 FPD是研制微型 X射线数字成像系统的首选方案。FPD-DR在成像原理上可分为直接转换成像和间接转换成像两种,直接 FPD的结构多由非晶硒层 (Amorphous Selenium,a-Se)加薄膜半导体阵列 (Thin Film Transistor array,TFT)构成。a-Se是一种光电导材料,可经 X射线曝光改变其电导率后形成图像电信号,电信号经由TFT检测阵列、A/D转换、处理即可获得数字化图像。间接 FPD的结构主要是由闪烁体或荧光体层加非晶硅层 (Amorphous Silicon,a-Si)及 TFT阵列或 CCD/CMOS器件构成。闪烁体或荧光体层经 X射线曝光后,可将 X射线转换为可见光,之后通过光电转换器件将可见光信号转化为数字图像。在 FPD技术诞生之初,直接与间接转换方式在量子转换效率和MTF等性能指标上的孰优孰劣曾有过较多争论[4,5],但从近几年 RSNA年会上展出的 FPD-DR来看,不同厂家均致力于产品分辨率的提高、辐射剂量的降低以及软件功能的不断完善,事实上不论是应用直接还是间接 FPD器件的厂商,均在保有技术优势的同时力求引导客户进入自身的技术体系,而用户的选购标准还是集中在自身的需求与产品的性价比上。

近年来,随着制造工艺水平的不断提高,针对小幅面照相特点的 CCD/CMOS数字平板的价格已逐渐降低,具有较高的性价比,目前市场占有率较高的牙科 X射线成像产品均采用了 CCD/CMOS数字平板。通过对价格、分辨率、信噪比、动态范围、成像面积等性能指标的综合权衡,本文采用了 E2V公司生产的牙科专用 X射线敏感CCD作为成像传感器,在此基础上开发的微型 X射线数字成像系统如图1所示[6]。X射线源产生的 X射线透过被测目标后到达 X射线敏感 CCD内的 X射线转换屏,由转换屏出射的可见光直接被 CCD的光敏面接收,经照射曝光后形成具有一定灰度的图像。读出的 CCD图像信号经 A/D转换后,通过USB 2.0接口与计算机及数据获取与处理软件进行数据通讯,实现图像的采集、存储和处理。系统采用了 USB 2.0接口用于供电,相应地省去了外部供电环节。基于W indows操作系统平台的图像获取及处理软件采用 C++编制,集成了浮雕、反白、伪彩色等多种图像处理功能。

图1 微型 X射线数字成像系统原理图[6]Fig.1 Block diagram of compact digital X-ray imaging system[6]

3 成像系统的测试与应用

3.1 辐射剂量的对比测试与分辨率测试

在保证影像质量的前提下应尽可能地降低受检者的辐射剂量,为了检验微型 X射线数字成像系统辐射剂量的大小并确定合适的曝光时间,以获得相近对比度的图像为测试标准,分别采用牙科胶片和成像系统对同一牙齿模型进行对比测试。测试采用牙科专用 X射线机,球管电压为65 kV,球管电流为 1 mA,曝光时间 0.01～2.5 s可调,焦皮距设置为 200 mm。

图2为微型 X射线数字成像系统获得的牙齿模型 X射线图像。成像系统获得图2的图像需要的曝光时间为 20 ms,而获得对比度相近的胶片图像需要的曝光时间为 200～300 ms,成像系统所需的辐射剂量仅为胶片的 7%～10%,因此很大程度上降低了受检者的辐射伤害。

图2 牙齿模型的 X射线实时成像系统采集图像Fig.2 X-ray images of tooth models obtained by digital imaging system

分辨率是考核系统成像质量的重要指标,其单位为线对每毫米 (lp/mm),一般采用分辨率测试卡进行检测。微型 X射线实时成像系统的分辨率测试采用了德国 PT W Freiburg公司制造的TYP 81分辨率测试卡,该分辨率测试卡共有 26组不同间距的栅条,栅条长度为 20 mm,栅条厚度为 0.05 mm,栅条宽度偏差为 5%,各组栅条对应的线对数为 0.6～10 lp/mm。将分辨率测试卡紧贴 X射线敏感 CCD的表面,X射线源焦点距离分辨率测试卡为 200 mm,曝光时间设置为20 ms,图3为采集的单帧分辨率测试卡图像。从图3中可以看到,X射线成像系统可以清晰地分辨出10 lp/mm的栅条,10 lp/mm栅条处的调制传递函数基本在 0.2左右。分析系统的整体调制传递函数表明,该数字成像系统的分辨率可达14 lp/mm以上。

图3 分辨率测试卡的测试图像Fig.3 Tested image of X-ray resolution testing card

3.2 非均匀性校正

依据成像原理,影响 X射线图像均匀性的因素主要包括 X射线的强度分布、噪声、CCD像元间暗电流差异以及转换屏与 CCD的光响应不均匀性。由于 X射线机焦点尺寸仅为 0.8 mm×0.8 mm,因此可近似认为 CCD的成像区域(20.064 mm×30.096 mm)在 200 mm的焦皮距下受到均匀光照。CCD噪声主要包括散粒噪声、转移噪声以及读出电路、A/D转换电路产生的随机噪声[7]。在 CCD驱动电路的研制中,采用了电源滤波技术,并应用低噪声电路对电路噪声加以抑制,另外还可以通过多帧迭加平均处理降低CCD噪声的影响。

CCD暗电流是指 CCD在无光注入下的输出信号,具有位置不变性[8]。将 CCD积分时间tint设置为 200,500,800 ms,在无光照条件下分别采集 10幅图像并进行迭加平均处理,分析结果表明,像元暗电流大小与积分时间基本呈线性关系,因此可采用下式获得的暗电流校正后图像Dt(x,y)为:

式中Qt(x,y)为积分时间tint下采集的原始图像,Pi(x,y)为采集的暗电流图像,n的取值可通过判断图像标准差进行选择。通过实验测试,暗电流校正后图像的标准差可降低 15%左右,图4为积分时间 500 ms下单帧暗电流图像第 500行校正前后的灰度对比。在尽量减少辐射剂量的前提下,对图像暗电流校正后的随机噪声可采用中值滤波、约束最小二乘滤波[9～11]等方法予以消除,同时应兼顾对微细结构的分辨要求。

图4 暗电流校正对比Fig.4 Contrast of dark current calibration

受限于制造工艺,X射线转换屏的不同位置对 X射线的响应效率存在差异性,而 CCD各个像元间的开启电压、填充因子以及表面平整度等参数也难以保证一致,从而造成各像元光响应度的不一致[12]。另外由于转换屏与 CCD的制造缺陷,还存在着对射线响应过于敏感和过于迟钝的两种瑕疵像元,使原始图像上产生亮点 (斑)与暗点 (斑)。在高分辨率成像中,上述不均匀性可能淹没图像的细节信息或造成误判,必须加以校正。

一般认为 CCD各像元的响应度为常数,可采用常规的一点或两点法进行线性校正,然而测试结果表明,转换屏与 CCD耦合下的光响应不均匀性并不严格呈线性关系,采用常规校正的效果较差,由于转换屏的响应特性难以理论分析,选取不同的非线性校正函数对 CCD不同位置的校正效果也有较大差别,因此采用了分段线性校正的方法来逼近 CCD不同位置的非线性响应。首先通过调整曝光时间和焦皮距,使图像均值在 CCD动态范围内近似均匀分布并采集多帧图像数据,对采集数据进行多帧迭加平均和暗电流校正后得到校正的各分段点矩阵 Hi。计算 Hi的均值作为校正输出值,以 Hi作为校正输入值,采用线性插值计算得到第i段内的线性校正系数:增益Ki与偏置Bi。对原始图像数据A,通过布尔运算得到第i段内的逻辑矩阵 Ni=logical(A≥Hi),通过下式得到对光响应不均匀性分段校正后的图像A＊。

对于瑕疵像元,由于响应并不随图像均值呈线性变化,采用式 (2)易引入较大的校正误差,常规的处理方法一般是通过设定阈值判断瑕疵像元位置,之后对像元响应进行插值处理,然而阈值的选择带有主观因素,易对响应较高或较低的正常像元造成误判,因此采用了通过计算线性相关系数判别瑕疵像元的方法,分别以各分段点矩阵均值 X和对应的像元响应 Y作为输入向量,计算线性相关系数下式所示,

式中 cov(X,Y)为向量 X、Y的协方差,D(X)、D(Y)分别为向量方差。对线性相关系数ρ为负值或小于 0.05piixel点即认为是响应随图像均值无规律变化的瑕疵像元,选取较多的分段点有利于提高上述方法的判别准确性。

图5为焦皮距 200 mm、曝光时间 20 ms下采集的单帧图像经暗电流和响应非均匀性校正前后的图像。以 CCD各像元间响应的标准差除以响应均值来表征图像的非均匀程度,图像校正前非均匀性为 5.99%,校正后为 1.65%,非均匀性相对校正前降低了 27.5%。

图5 非均匀性校正对比Fig.1 Contrast of nonuniformity calibration

3.3 成像系统的应用

开发的微型 X射线数字成像系统在清晰度高、工作幅面小的 X射线检测方面具有较大的应用潜力,例如应用该系统检测多层电路板的质量缺陷以及监测电缆线的偏芯度。如图6和图7所示,多层电路板与电缆线的 X射线检测图像对比清晰,细节清楚,具有较高的实用价值。

图6 多层电路板 X射线检测图像Fig.6 X-ray image ofmultilayer print circuit board

图7 电缆线 X射线检测图像Fig.7 X-ray image of electricalwire

4 结 论

基于 X射线敏感 CCD开发的微型 X射线数字成像系统具有高分辨率、可便携移动的特点。系统分辨率高于 10 lp/mm,在获得相近对比度的条件下,辐射剂量仅为胶片的 10%,很大程度上降低了受检者的辐射伤害。通过对该系统的暗电流以及响应不均匀性进行校正,图像的非均匀性降低了 27.5%,有效地提高了图像质量。对多层电路板以及电缆线的检测结果表明,该系统在高分辨率的微小物体 X射线检测方面具有较大的应用价值。

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