计算机X射线影像（CR）图像质量原理和测试方法

孙恺欣，陈 欣，丁国清，颜国正

（上海交通大学 上海 200240）

评价图像质量是医学放射影像学中一个重要的课题。有时候我们需要评价不同类型机器产生的图像之间图像质量比较，如CR和DR图像的比较，有时候需要评价同一种类型的不同厂商生产的机型或者用不同技术实现的机器的图像的比较，如Fuji的CR和Agfa的CR的比较等等。如何对X-ray图像做客观、统一的图像质量评价就显得非常重要。到目前为止还没有对X-ray医学图像有完全统一的评价标准，每个厂商都有自己的评价体系。目前比较常用的X-ray医学图像质量参数有空间分辨率、对比度分辨率、MTF、DQE等。其中部分参数每个厂商测量的方法和定义略有不同，因此不同厂商提供的参数不一定能直接比较。

根据对CR图像质量的分析和研究，制定了一套针对某新型CR扫描仪的图像质量测试过程和标准，并做了实际测试。

本文介绍的图像质量部分内容也适用于直接数字化X射线影像（DR）。

1 空间分辨率

1.1 空间分辨率介绍

空间分辨率指对于物体空间大小（几何尺寸）的鉴别能力，代表成像系统区分或分辨互相靠近物体的能力，通常用一毫米内能显示的线对数（LP/mm）表示空间分辨率。将相邻的一条黑线和一条白色底线称为一个线对，单位距离内能分辨线对数越多则空间分辨率越高。

影响空间分辨率有很多因素，总的说可以归因于信号的调制和损失。这些因素例如有，

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 信号延迟

5）信号收集效率

X-ray高吸收率和高空间分辨率往往不能兼得。通常CR荧光材料如BaFBr厚度约在100 mg/cm2。更厚的荧光层能吸收更多的X-ray粒子并锁定更多电子，但另一方面激光击中荧光材料会发生散射，荧光越厚度造成散射越厉害，图像因此会模糊。空间分辨率可以通过减薄IP板的荧光层厚度，但代价是DQE降低，可能会要增加剂量。大多数CR系统现在都使用标准分辨率的IP板，而不是高分辨率低剂量效率的高分辨率IP板。而最新的IP板技术采用了结构化的荧光材料[1]在一定程度上克服了这个矛盾。

IP板荧光残留特性会将前面一点的信号残留叠加到下一个点上导致图像模糊、空间分辨率降低。

1.2 分辨率测量方法

1）将分辨率卡放在IP中心位置，用10mR剂量拍摄，X-ray源前放置Cu滤板和Al滤板。

2）曝光后IP板放置5分钟。

3）CR设置为标准分辨率扫描，打开图像，调节Window/Level，判读分辨率卡上最大无断裂分辨率。

通常用一种专用的分辨率测试卡来评价X－ray图像的空间分辨率指标。如（Fig．1）图的这张分辨率卡，设计了从0．6LPs/mm～5．0LPs/mm 一共 20 级分辨率，每一级分辨率由两根实线（黑线）和三根空白条（白线）组成。

为了更准确地反映真实分辨率水平，分辨率卡放置时并不是绝对的水平或竖直，而是带有5°左右的倾角（减小摩尔纹[2]）。也有一些测试方法建议将分辨率卡倾斜45°放置[3]。

1.3 测量标准

对于医学放射影像，对空间分辨率大致有低分辨率，高分辨率和乳腺片（Mammo）分辨率几种区别，如表1所示。

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

1.4 测试结果

图1为某CR扫描仪高分辨率（5 LPs/mm）的测试图像。

图1 5LPs/mm分辨率图像Fig．1 5LPs/mm resolution image

在横向上的分辨率达到了4．0～4．3，在纵向上的分辨率达到 4．3～4．6。 此图像符合高分辨率标准。

2 对比度分辨率

2.1 对比度分辨率介绍

对比度分辨率指有效信号（非噪声）最小差异值[4]。对比度分辨率依赖于数字图像的可用数值个数（量化水平）以及相对背景的放大率。对于大多数CR系统，数字图像的数值随着荧光大小的对数或者平方根变化，或者等于X－ray剂量的对数。

CR的对比度敏感度依赖的因素有，表达每个像素使用的位数（bits），系统的增益（如每个X－ray粒子对应的电子数或者每个ADC单位对应的X－ray粒子数），以及整体的噪声水平。数字图像后处理过程可以极大增强对比度，只要噪声水平允许。影响最终图像的噪声源有，IP吸收的有限的X－ray粒子（量子斑点），在读出过程中被激发荧光的变化，AD转换过程中的量化误差（取决于AD转换的位数，现代CR通常使用10bits～12bits），以及电子噪声等。

实际测试中主要使用低对比度分辨率卡模板。

2.2 低对比度分辨率测试方法

1）使用低对比度测试卡，10mR下拍摄，X－ray源前放置Cu滤板和Al滤板。

2）曝光后IP板放置5分钟。

3）CR设置为标准分辨率扫描，打开图像，调节Window/Level，判读等级。

2.3 测试结果分析

图2为低对比度测试模板图。圆盘对比度模板上材质为厚20 mm的铝金属块，上有均匀分布不同深度的小圆孔，每个小孔对X射线的吸收率都不同，对CR扫描仪的对比度分辨率要求很高。

图2 低对比度测试卡测试Fig．2 Contrast pattern test

由实验数据可见，可以读出10级对比度，证明此CR的低对比度分辨率达到了要求。

3 空间精度·空间线性度

空间精度和线性度指空间距离的精度，或者说几何变形的程度。CR扫描通常有飞点扫描法或者线扫描法，在X方向上有转镜转动的不均匀性和光学畸变，或者是线阵器件的不均匀性，在Y方向上有机械传动的不均匀性和受外界震动等干扰带来的畸变。验证空间精度的一个简便方式就是扫描一个网格模板的图像。网格可能需要非对称的放置在IP板上（防止摩尔效应，Moiré Effect）。如果X和Y方向速度不匹配的话，原来正方网格就会在图像上呈现长宽比失真。

空间精度和空间线性度可以通过特定Patten测试取得，如TQT测试，参见节8。

4 图像噪声

图像噪声主要由X－ray剂量、探测效率和图像算法决定。为测试CR系统的图像噪声，在70kVp下，分别用0．1mR，1mR和10mR拍摄3张指定Phantom图像并扫描，拍片时还需要加上1mm铜滤板。在图像上的固定的几个小范围上计算均方差（PVSD）来得到系统的噪声值。噪声的对数值和剂量（E）的对数值呈线性关系：log（PVSD） =a+b·log（E） （相关系数 >0．95） （1）图像噪声可以通过特定模板测试取得，如Kodak TQT模板测试。

5 SNR

SNR指线性化后的信号强度平均值与噪声均方差之比。线性化后的信号强度就是指数字图像的像素数值（MPV），这个值和射线剂量成比例关系。SNR对所有的图像获取设备都是十分重要的参数。SNR越高图像质量就越高。根据欧洲标准， 将 0．2 mm厚，10×10 mm2大小的铝箔放在 20 cm厚PMMA Phantom上面，在AEC模式下曝光。用不同的PMMA Phantom厚度（从2～20 mm不等）分别曝光。在获取的数字图像中取整幅1/3大小的ROI，计算MPV和SD的比值。

6 CNR

一幅图像的SNR即使很高，如果CNR不够高的话仍然不能区分不同的组织和类型。根据欧洲的标准指导，CNR的测量方式为，将0．2 mm铝箔叠加不同厚度的PMMA模板并曝光，在图像中取约0．25 cm2大小的ROI，在Phantom区测得PVph和SDph，在铝箔处测得PVAl和SDAl。CNR计算式：

7 DQE

用于描述医学X射线设备的性能参数有很多，分辨率，对比度，MTF，SNR等等，而量子探测效率（DQE）则被普遍认为是描述X射线成像设备成像性能最合适的参数。DQE描述成像器件从辐射野到输出数字影像数据的信噪比的能力。由于在X射线成像中，辐射野中的噪声与空气比是动能水平紧密相关，因此DQE也被认为描述数字X－ray成像设备的剂量效率。（尽管DQE被广泛用于描述X－ray成像设备性能，但此参数与人主观判断性能之间的关系还尚未完全解释清楚。）

制造商已广泛地用DQE描述X－ray成像设备性能，一些管理机构（如FDA）也将DQE的规范作为认可程序。但现在业界还没有对DQE标准规范测量条件或测量程序，导致不同厂商之间的DQE数据还不具备可比性。

国际标准IEC 62220－1:2007和中国的相应标准中国医药行业标准YY/T 0590－2010推荐了DQE的测量方法和程序，期望能规范测量程序和数字X射线成像设备的量子探测效率符合性声明的格式。

IEC 62220－1标准适用于通用放射影像的2D探测设备，如 CR、DR等。

DQE通常被定义为：

其中，f是空间频率 （LPs/mm），G是探测器增益，Φ是在探测器输入端单位面积上的X－ray量子，MTF是调制传递函数，NPS是噪声功率谱。第二个函数式（S是探测器信号）仅适用于探测器响应是线性的而且截距为0。

DQE一般可通过特定模板方式测得，如Kodak TQT方法，参见小节8。

8 TQT Phantom Pattern测试

8.1 Carestream （Kodak） TQT Phantom[5]介绍

对于X－ray数字医学图像，有很多参数可以评价系统的图像质量，如空间分辨率、噪声、探测器效率、曝光相应、按图像信号水平以及伪影等。

原Kodak（现Carestream医疗）发明了一种可快速自动分析X－ray图像质量的模式，Phantom模式。Phantom模板有两层基板，每层基板都设计了不同式样的金属箔，这些精心设计的金属箔吸收一定剂量X－ray，经过CR扫描或者DR拍摄获得的图像，通过这些图像由特定工具就可以自动计算出系统的性能特性，包括MTF，曝光响应（精确度和线性度），几何畸变，噪声。对于CR还能获得像素尺寸、像素高宽比、扫描倾斜角，扫描线性度和精度。

8.2 Carestream （Kodak）TQT Phantom测试方法

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

2）曝光后IP板放置5分钟。

3）由CR扫描仪扫描图像后通过Carestream TQT软件分析。

8.3 Kodak TQT Phantom测试结果

图3为Phantom模板测试图像和分析结果。通过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。

像素长宽比偏差：～1%。在允许范围内。

X方向上像素比Y方向上略小，说明Polygon转速过慢或者步进电机速度过快。可以调节其中任一参数改善。

X方向非线性度：0．39%<0．5%，在允许范围内。如果X方向超标，就需要调整采样点的时序或者修改光学设计。

曝光响应，曝光范围线性度：通过。

曝光响应，在中心点附近3个不同吸收程度的噪声都比较低，符合要求。

图3 Phantom测试结果图Fig．3 Phantom test

9 结 论

本文从系统设计角度较全面阐述了CR扫描仪的图像质量原理、测试方法以及评价标准。本文介绍的图像质量原理和测试方法应用在某CR扫描仪的研发过程中，对研发产生了非常积极的作用，不仅能检验设计的有效性，同时也能帮助分析设计的问题。同时在将来制造CR的过程中，本文介绍的方法也将被应用于制造过程的质量控制。

针对CR图像还有其他一些常用图像质量指标，如擦除率[3]、伪影[6]等，限于篇幅这里不再详细介绍。

[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.