X射线断层成像

X射线断层成像（共7篇）

X射线断层成像 篇1

0引言

1972年,英国工程师豪斯菲尔德发明了X射线断层成像(X-ray compute tomography),简称X-CT,X-CT的发明,引起了发射医学领域的一场深刻的技术革命,是医学发射诊断学的重大成就之一。这种现代医学成像技术是以测定X射线通过人体后的衰减系数为基础,运用相关数学方法经过计算机处理,获得生物体某一部位的断层图像。与普通X射线透视和摄影相比,X-CT可以获得更加清晰的人体解剖图像。

1 X-CT成像的基本原理。

设有n个厚度为l的小立方体体素,如图1所示,每个小立方体近似地认为是均匀的介质,衰减系数分别为:µ1、µ2...µn,入射X射线的强度为I0。

X-CT所获得的图像为人体断层图像,在人体横断面上按照一定大小划分成n×n个体素组成的矩阵,称为体素矩阵。设每个体素的衰减系数分别为µ11、µ12µnn,如图2所示,只要求出体素矩阵中每个体素的衰减系数,就可以根据其数值的大小利用计算机建立人体断层的图像。当X射线穿过体素矩阵的第一行体素时,由探测器测得X射线的I0和In,可以计算出第一行体素的投影值;同理,把X射线管和探测器向下平移到第二行、第三行、…、第n行,就可以计算出n个投影值,根据(1)式,可以建立n个关于衰减系数的线性方程,而体素矩阵中共有n2个衰减系数,需要n2个线性独立的方程才能求解,为此,可以将X射线管和探测器旋转一个角度,如图2B所示,然后依次平移,又可以获得一组投影值,这种通过旋转X射线管和探测器并依次平移获得投影值的方法,称为扫描,通过不断的扫描,就可以建立n2个线性独立的方程,通过计算机运算就能求出体素矩阵中每个体素的衰减系数,依据衰减系数的大小,计算机就可以绘制出由n2个像素构成的人体断层图像。

2图像重建

根据建立的联立方程求解衰减系数值,图3A是一个简单的2×2体素矩阵组成的层面,µ11、µ12µ21µ22为四个体素的衰减系数,假设所求结构为图3B中数值,按照水平和垂直方向扫描,可得µ11+µ12=7、µ21+µ22=11、µ11+µ21=5、µ12+µ22=13四个方程,其中只有三个是独立的,另取左上右下对角线扫描可得方程µ11+µ22=10;将此方程和以上任意三个联立可求得µ11=2、µ12=5、µ21=3、µ22=8,这样就可以得到图3B的µ值矩阵。

根据所得µ值矩阵,计算机可以生成由若干不同灰度的小方块排列成相应的矩阵,矩阵中的小方块称为像素,像素的灰度强弱与µ值矩阵中的µ值的大小有关。在图像重建时,计算机首先把µ值转变为CT值[2]:

CT值的单位是HU,上式中µW=0.19cm-1为水在X射线光子能量为73Ke V时的线性衰减系数,按照上式,水的衰减系数为0HU,空气的CI值为-1000HU,致密骨的CT值大约为1000HU,这样,人体内各个组织器官的CT值在-1000HU和1000HU之间,因此,X-CT所建立的断层图像实际上是由CT值矩阵生成的像素矩阵,图像中每个像素灰度的强弱是根据CT值的大小确定的。

摘要：当前,X射线计算机断层成像技术在医学诊断领域具有重要应用,这种技术是根据测定X射线通过人体后的衰减系数,利用计算机获得生物体某一部位的清晰断层图像,根据获取的人体生理图像分析,对某些重大疾病的早期诊断提供可靠的依据。

关键词：X射线断层成像,衰减系数,反投影法

参考文献

[1]侯玉林,楼渝英主编.医用物理学[M].西安交通大学出版社,2012(08):229.

[2]李光勋,王云创主编.医用物理学[M].科学出版社,2013(03):195.

X射线数字成像检测技术研究 篇2

自20世纪90年代以来, 我国射线无损检测技术和计算机技术有了快速的发展, 小 (微) 焦点、高频、直流、恒压、大穿透能力X射线的出现, 为扩大检测适用范围、提高图像质量提供了可靠保证;现在的计算机的硬件和软件技术水平为X射线实时成像的采集速度和图像处理方法提供了更坚实的技术基础;特别是X射线接收转换装置从九十年代单一的图像增强器发展到现在的图像增强器、线型阵列探测器、非晶硅间接转换平板探测器三者并驾齐驱的局面, 而非晶硅间接转换平板探测器具有更多的技术含量和技术优势。

2 与射线胶片照相检测技术的比较

X射线数字成像检测技术与射线胶片照相成像技术在成像原理上有相同之处, 都是根据射线穿透工件后衰减定律成像, 但是也有较多的不同之处。

3 X射线数字成像技术路线

新修订的GB/T 17925-200X《气瓶对接焊缝X射线数字成像检测》标准 (报批稿) 保持了原GB17925-1999的图像增强器成像技术路线, 增加了线型阵列探测器成像技术路线、非晶硅平板探测器成像技术路线。这是本次标准修订核心内容。

GB 17925-1999标准制订始于1994年, 经历5年时间于1999年才正式发布。回顾九十年代中期, 成像转换器主要是图像增强器, 其它成像转换器 (线型阵列探测器和非晶硅平板探测器) 尚未走出实验室。限以当时的环境, GB 17925-1999标准是仅仅以图像增强器为成像技术路线。

随着计算机技术和射线数字成像技术的快速发展, 九十年代末以来线扫描阵列探测器和非晶硅平板探测器的出现, 其成像速度和成像质量大大提高, 因此, 基于线扫描阵列探测器的X射线实时成像检测技术和基于非晶硅平板探测器的X射线实时成像检测技术应运而生。

目前, X射线数字成像检测技术路线按成像方式主要有三种: (1) 基于图像增强器的X射线实时成像无损检测技术, 其特征是图像采集速度≥25幅/秒; (2) 基于线扫描阵列探测器的X射线数字成像无损检测技术, 图像采集速度<25幅/秒; (3) 基于非晶硅平板探测器的X射线数字成像无损检测技术, 图像采集速度<25幅/秒。

按数字成像技术分, 图像采集速度≥25幅/秒, 称为“实时成像”, 图像采集速度<25幅/秒, 称为“准实时成像”, 图像采集速度<8幅/秒不称为实时成像。

标准稿规定了三条技术路线 (基于图像增强器的X射线实时成像检测技术路线、基于线扫描阵列探测器的X射线数字成像检测和基于非晶硅平板探测器的X射线数字成像检测技术路线) , 为不同的检测单位、不同的检测对象、不同的检测环境提供了更加广阔的选择空间。

标准报批稿鼓励有条件和有较高要求的气瓶制造单位采用基于线扫描阵列探测器的X射线实时成像检测;更是推荐有条件和有较高要求的气瓶制造单位采用基平板探测器的X射线实时成像检测技术路线, 因为它们有诸多优点是值得采用的;同时新修订的标准 (报批稿) 也仍然保留了基于图像增强器的X射线实时成像检测技术路线。

十多年前, 当X射线实时成像技术刚开始应用的时候, 能够供选用的成像技术中采用的CCD摄像机大约是40万像素, 致使系统分辨率较低, 对图像质量有较大的影响。现在成像技术中采用图像增强器的CCD可达到100万以上像素, (据报导, 2007年我国升空的嫦娥一号绕月卫星上装的是120万像素的CCD摄像机, 传回的月球图像非常清晰) 再配置12bit的图像采集卡, 图像增强器的图像功能大大提高, 系统分辨率和图像分辨率大大提高, 所以, 基于图像增强器的X射线实时成像检测技术路线仍然充满活力。

注:国外有报导可用γ射线, 但未见成功案例。

4 提高X射线实时成像系统性能指标

局限于当时的技术条件, GB 17925-1999标准规定的X射线实时成像系统的性能指标较低, 对图像质量和缺陷检出率有一定的影响;随着高新技术的发展, 为X射线实时成像技术提供了强大的技术支持, 提高系统分辨率指标的愿望得以实现。新修订的标准 (报批稿) 系统性能指标与原标准对比见表2。

4.1 关于系统分辨率指标

X射线实时成像检测系统由各子系统 (X射线机、X射线接收转换装置、计算机系统、检测工装、系统软件等) 组成, 系统分辨率是考核X射线实时成像系统的重要指标。系统分辨率具有是客观性, 与图像成像工艺无关, 或者说与图像的主观性质量指标 (灵敏度) 无关, 仅与各子系统的设备的配置和性能有关, 一旦各子系统的设备配置和性能得到确定, X射线实时成像系统分辨率也就相应得到确定, 随着设备使用时间延长, 系统分辨率也会相应下降, 所以要经常或定期测试系统的分辨率指标。

成像系统设备的配置应避免产生“木桶效应”, 即各子系统的性能尽可能的均衡配置。原GB 17925-1999标准规定的系统分辨率规定较低, 是由于受当时各子系统性能水平较低的限制, 如今, 随着科学技术整体水平的提高, 各子系统的性能指标也已大幅提高, 为大幅提高X射线实时成像系统性能指标提供了可靠的保证。

黑白显示器的分辨率对提高系统分辨率有很大的作用, 建议新使用的单位在考虑成像系统设备配置时尽可能采用高动态范围的黑白液晶显示器, 其效果要比普通彩色显示器好, 但价格要高较多。

从目前的技术水平来看, 报批稿规定的系统分辨率≥2.4LP/mm是完全能够达到的。

需要强调的是, 在以上三个成像技术路线中, 不论采取何种技术路线, 系统分辨率均不得低于2.4LP/mm。

4.2 关于系统动态范围指标

图像动态范围是指系统可采集最大灰度值与最小灰度值的范围。即A/D转换器的有效位数, 单位是图像灰度等级bit。

图像灰度级是指对黑白图像明暗程度的定量描述, 它由系统的模/数转换器 (A/D) 的位数决定。A/D转换器的位数越高, 灰度等级越高。例如, A/D转换器为12bit时, 采集的灰度级为4096。

GB 17925-1999标准规定的系统动态范围指标是8bit (256灰度级) , GB/T 17925-200X规定的系统动态范围已大幅提高到≥12bit (≥4096灰度级) 。

新修订的标准 (报批稿) 提高动态范围是基于以下考虑:在同样的X射线实时成像成像条件下, 动态范围大意味着系统可采集到的灰度变化范围小, 例如8bit的动态范围, 最小的灰度变化范围是1/256, 12bit的动态范围, 最小的灰度变化范围是1/4096, 也就是说动态范围越大可分辨的图像细节就越小, 图像就能检测出更加细小的缺陷, 有利于提高检测灵敏度, 这正是高动态范围所追求的价值观。

系统的动态范围与系统所用的模/数 (A/D) 转换器的位数有关。GB 17925-1999标准是基于8bit A/D转换器, 现在12bit的A/D转换器已经普及, 随着数字技术向高端方向的发展, X射线实时成像系统更可采用14bit或16bit的A/D转换技术。

述评:X射线实时成像系统性能指标的提高, 为提高图像质量指标提供了更高的工作平台, 为大幅提高图像质量指标提供了可靠的技术保证, 也为从事X射线成像的技术人员提供了施展才艺的更广阔空间。

4.3 关于图像的存储格式

新修订的标准 (报批稿) 规定图像的“存储格式宜采用标准TIFF格式。”

目前就从计算机技术而言, 图像存储格式有多种, 有些只能存储8bit的图像而不能存储16bit的图像;有些采用了图像压缩存储技术, 有些不能采用压缩存储技术。如果X射线实时成像检测技术不规定图像存储格式, 势必会影响图像信息的交换和交流, 或者信息的丢失。

TIFF格式的图像具有较多的优点:既可满足不同位数图像的存储, 也能实现无压缩、高保真的存储, 还可以完整记录图像获取时的检测工件信息、检测工艺信息、设备和检测人员信息, 同时还具有加密功能, 保证检测信息的安全, TIFF格式的图像可以使用ACDSee等通用的软件进行浏览, 大大方便了检测图像信息的交换和交流。

5 关于图像质量指标

X射线数字成像检测图像重要的质量指标是检测灵敏度, 它表征图像中能够检测出最小缺陷尺寸的能力。 (注意, 这里讲的是“能力”, 并非就是可检测的真实缺陷的最小尺寸。) 图像检测灵敏度用像质计灵敏度表征。

图像像质计灵敏度应达到JB/T 4730.2标准中表5、表6和表7中AB级的规定。

图像灵敏度受图像分辨率和图像动态范围的影响, 因此, 图像质量指标还应有图像分辨率指标和图像动态范围。

图像分辨率≥2.4LP/mm。图像放大倍数对图像分辨率有一定的影响, 当图像放大倍数 (M) 接近1时, 图像分辨率应不低于系统分辨率。从成像工艺技术来说, 存在一个最佳放大倍数问题, 并不是放大倍数越大越好, 为优化成像工艺技术, 图像放大倍数 (M) 接近1时为好, 也就是说图像分辨率指标接近系统分辨率指标。

图像有效动态范围控制在系统动态范围的±15%的范围内。

6 结语

虽然X射线实时成像检测技术一次性投资较高, 一旦投入正常使用, 它的检测速度快、检测成本低、图像质量与胶片照相底片质量相媲美的优点就会充分显现出来, 1~3年内即可收回全部投资, 经济效益非常可观。

硬X射线相衬成像及其生物应用 篇3

传统的、基于吸收衬度机制的X射线成像技术已经在临床医学、生命科学以及许多工业领域中有极其广泛的应用[1]。然而,这种基于吸收机制的X射线成像技术,不仅分辨率较低,且对于以轻元素构成的材料而言,由于材料本身的弱吸收或无吸收,成像的衬度也非常低,因此现实生活向人们提出新的研究课题—如何对这类轻元素材料进行成像。X射线相衬成像是利用X射线透过样品后携带的相位信息使样品内部结构成清晰像,这是近几年发展起来的一种新的X射线成像方法[2]。根据X射线的能量,可以X射线把分为软X射线(<1keV)、硬X射线(>5keV和中间X射线(1～5keV),不同能量的X射线,对不同组成物质的穿透力不一样,图1是不同能量的X射线对葡萄糖的衰减距离,可以看出,软X射线穿透的深度为微米级,对于厚度毫米以至厘米级的厚组织无法成像,不在本文讨论的范围。硬X射线的穿透深度可达毫米至厘米级,基于硬X射线相衬成像可以进行厚组织、器官甚至个体水平的成像研究,在生物医学领域具有极广泛的应用前景,这是本文讨论的重点。

1 相衬成像的物理原理

X射线相衬成像是利用X射线透过样品后携带的相位信息使样品内部结构成清晰像,这是近几年发展起来的一种新的X射线成像方法。

传统的X射线医学成像只是利用物体对X射线的吸收不同成像,而X射线相衬成像则利用X射线透过物体时的相位信息成像。当X射线通过样品后,就像在普通光学中一样,它们的特性可以采用复折射率来描述。在X射线区域,X光折射率n是一个略小于1的数,可以写成

式中,β代表吸收项,δ代表折射效应的相移项,图2所示为在不同能量范围内,β和δ的关系。低能量的情况下,相移项δ和吸收项β有同样的数量级,但随着能量的增加,β迅速下降;这意味着在硬X射线能量范围,对于主要以轻元素为主的物体,用传统吸收成像法所得到的物体吸收像衬度低。在X射线能量是15～25 keV时,生物软组织的吸收项比相移项小很多,δ比β高几个数量级,δ约为β的103～105倍。因此,从理论上说,生物组织基于硬X射线的相衬成像是可能的。对于生物医学中较低密度的组织而言,用硬X射线相衬的成像方法将获得传统方法所不能获得的信息[3]。

X轴为能量(eV)的对数值,Y轴为β和δ的对数值。

2 结构

X射线相衬成像系统包括以下几个部件:X射线源、光学系统、标本载物台、X射线探测器、控制系统和图像工作站。

2.1 同步辐射光源

基于X线相衬成像的研究,因其对光源的要求很高,目前还主要使用同步辐射光源。同步辐射光源的建造已经历三代历史,正向第四代发展。第一代同步辐射光源是高能物理研究中的副产品,不具有应用价值。第二代及以后的同步辐射光源是专门为同步辐射的应用而设计建造的。第二代同步辐射加速器以使用让电子弯转、散热等作用的磁铁按特殊的序列组装成阵列(Lattice)为特征,第三代同步辐射光源的特征是大量使用插入件,即扭摆磁体(Wiggler)和波荡磁体(Undulator)。以X射线自由电子激光为代表的第四代光源可提供优质超短脉冲的相干X射线,以它高亮度、相干性和短脉冲的优势,无疑将具有广泛且巨大的应用潜力。在X线相衬成像研究中,目前主要使用第三代同步辐射光源[4]。

虽然同步辐射光源有很多优点,但同步辐射需要的空间大,建设成本高,因而很难大规模应用。开发小型的同步辐射装置是X射线应用领域的发展趋势。小型的同步辐射装置投资少,应用广泛,可以推动X射线成像从实验室走向应用。最近martin等利用小型同步辐射光源成功地进行硬X射线的相衬成像[5],在小型激光同步辐射光源中,利用激光与相对论电子束的康普顿散射,而激光脉冲起着与第三代同步辐射光源中波荡磁体相同的作用,因而被称为激光同步辐射光源(laser synchrot ron source,简称LSS),由于典型的激光波长(λ≈1μm)比典型的波荡磁体波长(cm量级)低4个量级,因此LSS可以利用低得多的电子束能量来产生与波荡磁体同样能量的X射线。激光同步辐射光源与同步辐射装置相比,具有造价低、小型紧凑的特点,可提供高亮度、超短脉冲(ps级到l0fs量级)、辐射波长可调、准单色(约1%)、100%极化的X射线束。北京大学目前正积极研究小型同步辐射光源。北京大学LSS光源主要分布在以下波段:注入阶段软X射线覆盖水窗范围(2.3～4.4nm);2个9腔主加速器可以得到最短波长为0.05nm的硬X射线[6]。yamada开发手提式的同步辐射装置,由电子回旋加速注入装置(microtron injector)和环形同步辐射环构成,在同步辐射环内放入一个小型靶,用来产生X射线。该光源的优点是光点小,高光子流量(在30keV时可达到2.5×10[11] ph.s-1.mrad-2.mm-2/0.1%λ)光谱宽(从几个KeV到6MeV),缺点是多色性,且价格昂贵[7]。

2.2 微光点X射线球管

Wilkins[8]等证实,用多色X射线光束,也可获得相差成像。用在X射线相衬成像中的X射线球管的微光点一般要求低于10μm,电压40kV,电流200μA。现在微光点X射线球管的光点可达到0.5μm以下,但微光点X线球管缺点是产生的光子数少[9],通过选择不同的阳极材料和对光束滤波,可提高X射线的能量。微光点X线球管的优点就是光点小、价格便宜、电压可调,且有多种阳极材料可供选择。

3 光学系统

因为X射线的穿透能力强,所以对X射线的调控很困难,和调控可见光一样,对X射线的调控主要是利用X射线的衍射、折射和反射原理。

3.1 微聚焦菲涅尔波带片(zone plate)

微聚焦菲涅尔波带片是环形衍射光栅,其光栅的密度由内向外逐渐增密,其空隙可以使X射线产生的第一级衍射波都聚焦在第一焦点上。其空间分辨率与波带片的最外环宽度有关,理论上波带片的分辨率为最外环宽的1.22倍[10,11]。波带片能将X射线聚焦到几十个纳米,是高空间分辨X射线显微术中的核心元件。目前国内波带片的加工水平为最外环宽100 nm左右,高宽比可达到8:1.利用重叠纳米加工技术,国外可做到最外环为15nm左右。微聚焦菲涅尔波带片的另一个重要的指标是聚焦效率。聚焦效率的高低和板的厚度有关,最高可达到40%。在硬X射线区,如果要达到50nm的分辨率,微聚焦菲涅尔波带片的厚度要达到板的最细缝隙的20倍。在如此厚的板中加工如此细的缝隙是对制造业的一种挑战。

3.2 复合折射镜

X射线组合透镜是一种利用折射效应的新型X射线光学元件,由Snigirev在1996年提出并首先研制成功[12]。X射线组合透镜采用多个单片折射单元组合的方法来缩短该元件的焦距,采用低原子序数材料以便减小其X射线辐射吸收损耗[13]。梁静秋等[14]设计和制作高能X射线组合透镜,材料为聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA),包括40个相同的、顺序排布的平凹折射单元,折射单元的球面半径为200μm,组合透镜的几何口径约为500μm,长度约为8mm,焦距约为1.3m。他们还用8keV单色X射线验证PMMA材料X射线组合透镜的聚焦性能。复合折射镜系统相比微聚焦菲涅尔波带片而言,具有更大的稳定性,特别适合高能量光束的聚焦。

3.3 X射线掠入射反射镜

1922年康普顿首先证实X射线掠入射时的“全反射”现象,根据此原理,制作多种X射线掠入射反射镜系统。现在还在应用的有:柯克帕特里克-贝兹(Kirkpat rick-Baez,K-B)系统和沃特(Wo lter)系统。利用Wo lter成像系统进行的生物样品显微成像已达到亚微米的分辨水平[13,15]。利用现代光纤制作技术,可制造出利用X射线全反射镜的毛细管光学元件。毛细管对X射线的传输和聚焦依据的基本原理为X射线在管内壁的多次全反射效应。X射线毛细管光学元件有2大类,即单根X射线毛细管光学元件和聚合X射线毛细管光学元件。前者聚焦X射线焦斑相对较小(50nm～20μm),焦斑与元件出口端距离仅为100μi m量级;后者可以聚集较大入射角的X射线束(～500μm),每一个通道都能有效地将X射线折向毛细管的中心线,焦斑与出口端距离为10mm量级,不足之处是所会聚的X射线焦斑相对较大。

3.4 干涉光栅

1965年,Bouse和Hart发明X射线干涉仪,David等在此基础上开发剪切(shearing)干涉仪[16],Momose等开发talbot干涉仪[17],Weitkamp等利用光栅干涉仪成功地进行定量三维重建[181。干涉仪的基本结构为1个分束光栅G1和吸收光栅G2,通过精细调节G1和G2的距离和角度,可获得放置于光源和G1之间物体的干涉图像。国内在干涉光栅领域起步较早。早在1998年,王林[19]等就研究X射线干涉仪,它由三片平行且截面晶向完全一致的单晶硅晶片组成,并利用此干涉仪成功地获得干涉图像。

4 探测器

目前应用于X射线成像领域的探测器主要有各种闪烁探测器、CCD系统、象素阵列探测器等。成像板(imaging plate)因为测量、读出和消光需分开进行,读出时间一般需要几十秒,因而在X线相衬成像研究中很少被使用。

4.1 闪烁探测器

主要由闪烁晶体和光电倍增管组合而成。入射X射线光子使晶体产生一次闪烁,每次闪烁都将激发光电倍增管光电阴极产生光电子,经过多极激发倍增后,收集极能获得约为初始电子数目10[5]倍的电子,从而形成可检测的电脉冲信号。目前,闪烁探测器仍是同步辐射衍射、散射等实验中通用性较好的检测器之一。它的主要优点是对较宽范围波长的X射线具有很高的量子效率(接近100%)、稳定性好、使用寿命长、计数范围和动力学范围大、饱和计数率可达10[7]、价格相对便宜,但缺点是能量分辨能力差,约为40%。

4.2 电荷耦合探测器(CCD)

X射线电荷耦合探测器分为直接探测和间接探测两类。前者通过增大耗尽层的厚度直接对入射X射线进行探测。后者通过转换靶(闪烁体或磷光体)将入射的X射线转换成可见光,通过光学耦合系统(光学透镜组、光导纤维或图像增强器与透镜系统组合)传送到CCD芯片进行图像读出。目前,最常用的探测器是通过玻璃光纤偶联闪烁体的CCD,该探测器的光敏层直接和X线作用,没有其他干扰物干扰,因此填充因子(fill factor)为100%,其缺点是读取时间长。还有一类是活性矩阵平板图像采集器(Active matrix flat panel imagers,AMFPI),它由矩阵的光电二极管通过矩阵薄膜晶体管(TFT)连接,矩阵的光电二极管可为无定型硅或互补型金属氧化物半导体CMOS(Completmentary metal-oxide semiconductor)。该探测器利用行扫描模式,加快读取时间。但因为TFT占取50%的光敏层,因此填充因子小于50%,从而导致灵敏度降低;且成像滞后(image lag)还会影响空间、反差及时间分辨率。平板探测器还经常需要校准偏移和象素增益因子(pixel gain factor)。但平板提供非常良好的几何稳定性[20]。

4.3 象素阵列探测器(PAD)

象素阵列探测器(PAD)是最具发展潜力的同步辐射探测器之一。PAD将半导体探测单元(二极管)阵列通过ASIC集成捆绑,每个单元都有独立的微电子学读出,直接对信号进行并行处理。传统X射线CCD—般采用分段输出(如16路),而PAD则是数百万路并行输出,从而有效地克服传统Ge或Si半导体探测器计数率的瓶颈限制,计数能力提高几个数量级。此外,通过对背衬阳极电子学的处理,可以获得光子的能量信息,使PAD具有能量分辨能力。根据灵敏区和电子学是否建立在相同的基片上,象素阵列探测器可分为单一象素阵列探测器和混合象素阵列探测器。混合技术的探测器和电子学部分可以根据需求各自采用不同的材料和处理方法,从而达到最先进的水平。最近dectris生产新型的探测器——由硅芯和CMOS处理芯片通过碰撞技术结合而形成的混合型的探测器[21,22],可在单光子计数模式下工作,图3是使用该检测器拍摄的鸡翅图像[23]。

5 机械控制系统

标本旋转型CT的载物台设计和制作都比较容易,但要求标本在旋转时不能产生移动,因此对标本固定要求很高。而对于X射线系统旋转型CT,载物台在扫描时不旋转,相对来说标本的固定比较容易。目前为止,商业化的X射线相衬成像采用的多是标本旋转的设计。

6 图像工作站

图像工作站需要解决的最关键的问题,就是相位复原的问题。相位复原算法根据仪器工作原理的不同,有很大差异,下面阐述X射线相衬成像的不同方法及其原理,及其在生物医学领域的应用。

目前,X射线相衬成像主要有4种方法:干涉法(interferometric method)、衍射增强法(diffraction enhanced imaging)、光传播为基础的相衬成像方法(propagation-based phase imaging)和Zernike相衬成像法。

6.1 干涉仪为基础的相衬成像

干涉法利用X射线干涉计产生物光和参考光,最终在探测器上得到包含样品原始相位信息的干涉图样(见图4a)。早期的干涉仪利用晶体对X射线的劳厄衍射和透射分束实现两束X光的干涉,以探测样品导致的相位改变,其局限性为视场小,很难应用于临床;且稳定性要求很高,达亚纳弧度量级,易产生膺像,仅适于测量位相变化量小且缓变的样品[2,24]。Yoneyama等使用不对称双晶体X射线干涉仪(Skew-symmetric two-crystal X-ray interferometer),利用0.07nm的同步辐射光源,成功地获得大鼠肝脏的图像,并成功重建带有癌组织的兔的肝脏,可以明显地区别出正常肝组织和癌组织,并能观察到精细的结构,如血管等[25]。利用光栅作为干涉仪以及相步进技术,取得新的成果,在20min内获取1024点×1024点×1000投影×9相位,总共9000个投影,每个点的大小为7.4μm,利用获得的投影,成功地重建大鼠脑,通过对感兴趣区的重建,分辨率能进一步提高,观察到黑质的精细结构。而且,通过旋转可增加投影采集的区域,达到广角拍摄的效果[26,27]。

a.干涉仪工作原理;b.衍射增强原理图;c.类同轴相衬成像原理d.利用zemike相衬的xradia公司的相衬CT的结构图

6.2 衍射增强成像技术(DEI)

X射线和样品相互作用时,会产生3种效应:吸收、相干散射和非相干散射,或在折射率变化的地方发生小角度折射,其角度取决于样品的折射率梯度。样品的折射使得通过样品的X射线与其初始传播方向存在一个偏离角Δθ,对于水平入射的光束,其垂直方向的偏差Δθ约在10-7～10-6 rad范围。已知,散射的存在将影响成像的衬度和分辨率,但由于通常小角散射的角度在10-3 rad量级,而分析晶体的接收角在10-6 rad量级,因此分析晶体接收的只能是被样品折射的那部分X射线,而散射部分将几乎全部被排除在分析晶体接收角之外,这就是DEI成像获得高信噪比的原因之一[28,29](见图4b)。衍射增强法纪录相位的一阶导数,在光路上需要分析晶体,同时要求较高的射线强度。尹红霞等利用北京同步辐射装置形貌学实验站科研人员开发的双晶体DEI装置研究豚鼠耳蜗的结构,用DEI对豚鼠耳蜗进行成像,不仅可以观察到耳蜗的整体结构和内部信息,甚至能观察到细胞水平的结构,大大提高成像衬度和空间分辨率[30]。潘琳等[31]采用衍射增强成像对猪、大鼠、小鼠的多种脏器进行成像观察,结果显示衍射增强成像显示大鼠肝脏血管的逐级分支,走行方向清楚,猪肝脏中央静脉、肝小叶分界隐约可见,大鼠肾脏皮、髓质分界清楚,弓形动脉、静脉及髓质区集合管、乳头管结构清晰可见,最细可分辨直径为30μm的管道结构,小鼠肺支气管树分支清楚,重叠肺泡隐约可见。衍射增强成像在对肝纤维化[32]、软骨[33]、骨胳肌肉组织[34]、甲状腺多结节甲状腺肿[35]的研究中都有成功的应用。

6.3 光传播为基础的相衬成像方法

在以光传播为基础的相衬成像方法中,以类同轴方法最常用。当一均匀相干光波通过一截面非均匀的物体时,波面将发生畸变,这一畸变的波面如果继续传播到一定的距离,将和未发生畸变的波面重叠而发生干涉,这样,X射线通过位相物体后传播一定的距离,就能将位相信息转化成强度调制(见图4c)。通过拍摄一系列不同距离图像,可以把吸收和相位信息分离出来。对于折射指数(refractive index)的定量计算分2步完成。首先从RADON投影分析各投影的相位(即相复原,phase retrieval),然后通过滤波反投影算法重建。通过强度传输(transport of intensity)的算法,可以简化步骤,不需要相复原的步骤而直接重建。通过引入吸收依赖的校正因子,可以降低残留的吸收伪影[36]。禹爱民等采用2种不同相位复原算法研究类同轴相位的复原问题:(1)基于傅立叶变换求解强度传输方程得到物体的相位分布;(2)基于薛定谔波动方程的迭代算法。他们用数值法模拟研究2种算法的相衬成像和相位恢复过程,模拟结果表明2种算法均具可行性,而迭代法具有更好的抗噪能力[37]。为更方便地研究相衬理论和成像系统设计,李涛涛等开发计算机仿真相衬成像平台,利用该平台,以X射线衍射理论为基础,利用图形学中光线追踪技术,提出一个相衬成像的三维仿真算法,对由10个具有不同折射率的椭球组成的Shepp-Logan模型进行三维仿真实验,获得具有相衬特征的边界增强效果的成像。对比实验表明,该算法可获得与真实物理实验一致的结果[38]。对成像系统各部分的优化可进一步提高成像质量。李晨等利用feinfocus fxs 160 X射线球管作为光源(光点直径5μm,最大电压和电流分别为160kV和3mA),Photonic Science X-Ray FDI-2 CCD作为检测器,研究电流和电压对相衬成像质量的影响,发现在高电流和中等电压条件下,图像反差最好。Kelly等用类似的方法研究发现,光源越小,成像越好。类同轴法相衬成像具有光路简单、低成本、实验装置易于小型化等优点,在临床医学和实验室研究上具有很好的前景[2]。肖体乔等用该方法测定蜻蜓眼睛和蚊子腹腔内管道的结构,分辨率可达几个微米[39],类同轴X射线在对肾脏[40]和软骨结构[31,41]的研究中也有成功的应用。

6.4 zernike相衬成像方法

zernike相衬成像装置的物镜由一个具有聚焦功能的微聚焦波带片和一个放置于该波带片后焦点的相衬波带片构成(见图4d),Kagoshima用该方法观察到清晰的聚乙烯颗粒[42],Hwa Shik用该方法观察到人的毛干,分辨率达到70nm[43],Xradia公司商业性的相衬CT的分辨率可以达到30nm,在材料和牙科等多个领域具有重要应用[44,45]。

7 总结

相衬X射线成像大大拓宽X射线的应用领域。相衬成像对光源、光学系统和检测器都有非常高的要求,同步辐射光源目前仍然是最好的光源,其小型化是发展趋势,小型化同步辐射光源将大大推动相衬成像的应用。因为X射线波长短,加工精细的光学组件是对制造业的一个挑战,这将推动纳米加工工业的发展,而纳米加工工业的发展也会大大提高系统X射线相衬成像的分辨率和成像质量。目前基于纳米技术制造的光学器件如微聚焦菲涅尔波带片已经应用到商业机器中。成像原理和算法的研究,对设计整套装置非常重要。对于应用领域,图像三维重建和图像分割等算法的研究将对相衬X射线成像的推广具有重要的意义。

摘要：X射线相衬技术大大拓宽X射线的应用领域。本文综述X射线相衬成像的物理学原理、X射线相衬成像装置的一般结构和应用方法,并对各种不同相衬成像的方法、成像算法和生物应用逐一阐述。

X射线断层成像 篇4

X射线实时成像检测技术作为一种新兴的无损检测技术, 已进入工业产品检测的实际应用领域。与其他检测技术一样, X射线实时成像检测技术需要一套设备 (硬件与软件) 作为支撑, 构成一个完整的检测系统, 简称X射线实时成像系统。X射线实时成像系统使用X射线机或加速器等作为射线源, X射线透过后被检测物体后衰减, 由射线接收/转换装置接收并转换成模拟信号或数字信号, 利用半导体传感技术、计算机图像处理技术和信息处理技术, 将检测图像直接显示在显示器屏幕上, 应用计算机程序进行评定, 然后将图像数据保存到储存介质上。X射线实时成像系统可用金属焊缝、金属或非金属器件的无损检测。

2 X射线实时成像系统的基本配置及影响因素

X射线实时成像系统主要由X射线机、X射线接收转换装置、数字图像处理单元、图像显示单元、图像储存单元及检测工装等组成。

2.1 X射线机

根据被检测工件的材质和厚度范围选择X射线机的能量范围, 并应留有一定的的能量储备。对于要求连续检测的作业方式, 宜选择直流恒压强制冷却X射线机。X射线管的焦点尺寸对检测图像质量有较大的影响, 小焦点能够提高系统分辨率, 因此, 应尽可能选用小焦点X射线管。

2.2 X射线接收转换装置

X射线接收转换装置的作用是将不可见的X光转换为可见光, 它可以是图像增强器或成像面板或者线性扫描器等射线敏感器件。X射线接收转换装置的分辨率应不小于3.0LP/mm。

2.3 图像处理单元

图像处理单元应具有图像数据采集和处理功能。图像数据采集方式可以是图像采集卡或其它数字图像合成装置。图像采集分辨率应不低于768×576像素, 且保证水平方向分辨率与垂直方向分辨率之比为4∶3;动态范围即灰度等级应不小于256级。

2.4 图像处理软件

图像处理软件应具有降噪、亮度对比度增强、边缘增强等基本功能。图像处理软件应能适应相应检测产品所规定的技术标准, 具有图像几何尺寸标定和测量以及缺陷定位功能;在检测图像中标定的缺陷位置与实际位置误差应≤2mm, 单个缺陷的测量精度为±0.5mm。

图像处理软件基本上需要两种, 一种是控制软件, 其功能是通过数据总线发送命令来控制成像系统, 这些命令包括工件动作指令、成像装置的校准、从采集卡得到图像、图像平面尺寸校定、图像实时采集、图像的同步处理和图像储存等。另一种是成像软件, 其功能是在计算机上显示图像, 按所检测工件的质量标准进行缺陷等级评定, 同时生成工件检测数据库文件, 输出评定报告, 再将检测图像和数据库文件同时保存到光盘等储存介质中去。

2.5 图像显示单元

图像显示采取黑白方式显示图像, 显示器点距不大于0.26mm, 显示器应为逐行扫描, 刷新频率不小于85Hz, 图像评定可选用17'19'显示器, 使观察者的视野感到更舒适。

2.6 图像储存单元

检测图像可储存在数字光盘等介质中, 储存的数字图像和有效信息不可修改和删除, 保留的数字图像还应包含有原始的采集数据。对于要求保存3'30年的重要检测技术资料, 应选择CD-R一次性光盘, (CD-R光盘的保存期可达50年) , 不能选择CD-RW可擦写光盘。

2.7 计算机的基本配置

对于独立的X射线实时成像系统至少应配置两台计算机, 一台用于图像采集和图像处理, 另一台用于图像的评定和打印报告等, 两台计算机用缆线连接。计算机硬件的基本配置要求奔腾Ⅲ600以上, 256M内存, 20G硬盘, 并配软驱、光驱、打印机和刻录机;软件环境要求在windows2000操作系统下运行。

2.8 检测工装或流水线

为实现工件的连续检测, 应有必要的检测工装设备或流水线, 且应具有较高的机械精度。

2.9 X射线实时成像检测系统的选择

实用的X射线实时成像检测系统实际上是以上X射线实时成像系统的基本配置及多个影响因素有选择性的组合, 不同的组合会有不同的造价和使用功能;使用单位可根据以上X射线实时成像系统的基本配置及影响因素, 再结合本单位的产品特点和产品的技术质量检验标准以及自身的经济条件来选择适合本单位使用的X射线实时成像系统。

3 X射线实时成像系统的分辨率

3.1 系统分辨率

可以用多项技术性能指标来评价X射线实时成像系统的质量特性, 例如系统分辨率、灵敏度、最高承受电压、系统的稳定性、系统的连续工作时间、图像的采集和图像处理速度、检测效率、图像一次性检测范围 (长度×宽度) 、图像的动态范围、系统抗干扰性、系统的工作寿命、系统的价格性能比等多项指标, 其中系统分辨率是重要的指标, 系统中的每一个子系统发生变化, 都会引起系统分辨率综合性能的变化, 所以, 抓住了系统分辨率这个综合指标, 就等于抓住了X射线实时成像系统的关键。

3.2 实时成像系统分辨率的测试方法

将分辨率测试卡紧贴在X射线接收转换装置 (例如图像增强) 器输入屏表面中心区域, 线对栅条与水平位置垂直 (或平行) , 按如下工艺条件进行透照, 并在显示屏上成像: (1) X射线管焦点至图像增强器输入屏表面的距离不小于700mm; (2) 管电压不大于40kv; (3) 管电流不大于2m A; (4) 图像对比度适中。在显示屏上观察测试卡的影像, 观察到栅条刚好分离的一组线对, 则该组线对所对应的分辨率即为系统分辨率, 系统分辨率的单位是“线对/毫米” (LP/mm) 。

系统分辨率也可以用系统清晰度 (单位是mm) 来表述, 它们之间的换算关系是“互为倒数的二分之一”。

3.3 系统分辨率的作用

系统的设备配置确定之后, 系统分辨率便是一个确定的参数。在实时成像检测工艺中, 通常是以系统分辨率作为已知参数来确定其他检测参数。

3.4 系统分辨率指标

根据X射线实时成像检测系统不同的配置, X射线实时成像检测系统可分为A、AB、B三个级别来管理, A级的系统分辨率指标可定为≥1.4LP/mm, 用于普通产品的X射线实时成像检测, 例如汽车铝合金轮毂、炼铁高炉炉衬耐火砖以及食品罐头的检验;AB级的系统分辨率指标可定为≥2.0LP/mm, 用于较重要和产品的检测, 例如锅炉压力容器压力管道对接焊缝的检测, 汽车零部件、电子元器件的检测;B级的系统分辨率定为≥3.0LP/mm, 用于重要产品的检测, 例如核工业产品、航空航天器材的检测。

4 X射线实时成像技术展望

X射线断层成像 篇5

目前X射线数字成像技术飞速发展,出现了图像增强器技术、平板探测器技术、线扫描成像技术、计算机层析技术等,这些技术都具有可以实时成像的优点。其中平板探测器则是当今世界上第一个具有实时成像功能的非晶硅平板式探测器,它具有图像分辨率和灰度级都比较高的特点,可以满足多种无损检测的要求。本文在研究了 Paxscan2520特点的基础上,开发了基于Paxscan2520平板探测器的X射线实时成像系统。

1 PaxScan2520平板探测器的结构与工作原理

平板探测器集成了一个大面积非晶硅传感器阵列和闪烁晶体屏。其结构示意图如图1所示。闪烁体屏将X射线光子转换成可见光,再通过非晶体面阵将可见光转换成电子,然后由读出电路将其电信转换成数字信号,最后把数字信号发送到计算机。

2 基于PaxScan2520平板探测器的X射线实时成像系统

2.1 成像系统硬件组成

PaxScan2520平板探测器是一种新型X射线数字成像装置,可以代替图像增强器和电视照相机。简单的系统组成如图2所示。

该系统含射线源、PaxScan 2520图像系统、计算机等主要组成部分。

(1)PaxScan 2520图像系统(平板探测器、命令处理器、电源):接收照射工件之后的X射线信号,并将此信号转变为为数字信号,经预处理后,发送到计算机供用户使用。

(2)计算机:接收图像信号,并实现显示、处理、保存等功能,同时控制PaxScan 2520图像系统的工作状态。

2.2 基于VC++的成像系统软件设计

由于PaxScan 2520平板只提供以太网接口,所以PaxScan 2520的全部功能只能以socket为基础的接口通讯来获取。PaxScan 2520平板探测器的实时成像系统对实时的精度要求比较高,普通定时器是难以满足要求的。在此,可以利用VC++6.0作为开发工具,实现多媒体定时器来启动工作线程,根据平板探测器的帧率,实现数据采集并发送到主线程。具体说明如下:

(1)定义多媒体定时器参数

UINT wTimerRes; //定义时间间隔

UINT wAccuracy; //定义分辨率

UINT TimerID; //定义定时器句柄

(2)通过多媒体定时器设备函数timeGetDeviceCaps获得本PC机的最大分辨率。

wTimerRes=3; //为时间间隔变量赋值

TIMECAPS tc; //定义定时器分辨率结构

If(timeGetDeviceCaps(&tc,sizeof(TIMECAPS))= = TIMERR_NOERROR)

{

//分辨率的值不能超出系统的取值范围

wAccuracy=min(max(tc.wPeriodMin,TIMER_ACCURACY),tc.wPeriodMax);

//调用timeBeginPeriod函数设置定时器的分辨率

timeBeginPeriod(wAccuracy);

}

(3)初始化和启动定时器事件:使用timeSetEvent函数

TimerID=timeSetEvent(wTimerRes,wAccuracy,

(LPTIMECALLBACK)OneMilliSecondProc,

(DWORD)this,TIME_PERIODIC);

(4)声明一个定时器函数

virtual void TimerFunction(UINT uTimerID);

按设定的时间来执行,设定的值与平板帧率设定函数有关。

(5)删除完成任务定时器的后,以免定时器占用太多内存,造成系统过慢。首先删除定时器句柄(timeKillEvent函数),然后删除定时器的分辨率(timeEndPeriod函数)。具体应用如下:

timeKillEvent(Timer_ID);

timeEndPeriod(wAccuracy);

2.3 多线程实现数据的采集和图像的显示

目前大多数的计算机都是双处理器,可以实现多线程的并行运行并缩短了CPU时间,这为实时成像系统提供了良好的平台,这里可以运用多线程来进行并行处理,避免了某项任务长时间占用CPU时间。具体分析实现过程:

基于PaxScan1313平板探测器的实时成像系统的工作示意图如图3所示。

(1)数据采集线程:

配合多媒体定时器在后台运行,等待数据采集以及相应的PaxScan2520采集帧率。

(2)数据处理与分析线程:

完成将PaxScan2520采集回来的14bit灰度图像转化成8bit的灰度图像。

(3)主线程:

负责实时显示图像、保存图像和监控对探测器的操作。

3 实验结果分析

该系统通过实验验证,完全满足实时成像的要求。其实验的结果如图4所示。平板探测器Pax-Scan2520以30帧率显示,图4为遥控小车移动视频序列图的部分画面。

通过实验得出,利用VC++多媒体定时器和多线程技术提高了数据采集的实时性与精确性,可以满足X射线实时成像系统的要求。该系统已在国内数家X射线检测生产线上使用,得到了用户较高评价。

参考文献

[1]周正干,腾升华,江巍,等.X射线平板探测器数字成像及其图像校准[J].北京航空航天大学学报,2004,30(8):698-701.

[2]肖永顺,陈志强,张丽,等.基于数字平板探测器的高能X射线成像实验研究[J].北京航空航天大学学报,2003,29(6):660-663.

[3]李净,杨俊武,钱旭.用多媒体定时器精确控制采样频率[J].计算机应用,2000,20(12):67-68.

[4]宋植官.图像增强与复原方法在X射线图像处理中的应用[D].大连:大连理工大学,2007.

X射线断层成像 篇6

随着科学技术的进步, 来自各种先进设备所勘察出的数据类型和规模日益复杂, 等待处理的数据量和数据种类越来越多, 如何合理有效的处理这些数据成为当前社会关注的重点, 在处理中从各种海量的数据信息中提取其本质规律, 形成若干可视化和识别模式的数据。而科学计算可视化是通过计算机图形技术和图像处理技术综合应用, 将数据在科学计算所得出的计算结果转换成图形和图像的形式显现在屏幕上, 并进行交互处理。在可视化数据处理中涉及到计算机图形学、图像处理技术、计算机辅助设计和计算机视觉等相关领域。

2 三维重建

三维重建是指对三维物体建立适合计算机表示和数据处理的数学模型, 是通过将数据信息合理的在计算机环境之中进行处理, 并且能够在计算机中分析其原有本质。三维重建技术在当前被广泛的应用在各个生产领域之中, 是建立表达客观世界的虚拟化实现的关键技术。和处理的数学模型, 是在计算机环境下对其进行处理、操作和分析其性质的基础, 也是在计算机中建立表达客观世界的虚拟现实的关键技术。

3 X射线中的三维重建技术

现代医学随着科学技术的不断发展与进步, 诊断方法也得到了极大的丰富, 放射诊疗在目前的医学科学中是一个重要的环节和诊疗方法, 对许多疾病的断定和诊治都有着不可忽视的作用。X射线价差是放射诊断中的重要环节, 更是放射诊疗的基础。长期以来, 在医学治疗中, X射线是放射诊断中的主要技术方式, 然而在实际应用中由于受到多个因素的制约, 医生只能够凭借经验根据所得到的图像估计它们的大小、形状进行诊断, 这就为医生治疗带来了极大的困难。科学计算可视化是借助于计算机技术发展起来的一种新型的技术方式, 是为了将科学计算的能够直观的以图形和图像的形式在计算机显示器中显示出来, 是利用计算机图形学和图像处理技术形成的交叉学科和理论技术方法。医学领域的三维X射线图像的重建与可视化是科学计算可视化技术发展的高级阶段, 更是应用的主要方式。

3.1 基于CT图像的三维重建

x射线计算机断层扫描成像技术于1972年由英国EMI公司的G.N.Hounsfield开发成功, 现在简称为CT技术。一束x射线穿过欲成像人体的某个断层后投射至探测器, x射线和探测器围绕人体旋转进行多角度的测量。所得测量的数据结果由计算机进行处理, 通过相应的投影图像重建算法可以得出断层的二维CT图像。目前的CT技术已经发展到采用扇形或锥形的x射线束, 可实现多层同时扫描, 减少扫描时间。通过CT技术所得的序列断层图像包含的信息量大, 而且在空间上是有规律的排列, 所以目前对医学x射线图像三维重建的研究工作大多数是建立在序列断层二维图像的基础上。基于序列断层二维图像的三维重建大体上有两类方法, 一类为基于二维轮廓线的三维形体重建技术, 另一类为基于体素法实现三维重建。

为了能够采集到在三维空间中规则分布的数据, 就需要间距较小且均匀的断层数据。有时为了满足要求, 在断层之间还要进行层间插值运算。直接体绘制的三维重建过程首先需要从各个体素的灰度值计算出它的阻光度和法线方向;然后利用光照模型合成各个体素的亮度值;接着为了得到类似人眼的观察效果, 要计算出每一个体素对像平面的贡献, 这一过程可以采用顺序投影算法得到最终的成像。

3.2 基于二维轮廓线的三维形体表面重建技术

对于从二维轮廓线恢复出三维形体表面形状的研究, 人们从20世纪70年代开始就进行了研究。一直以来, 在这方面不断有研究成果发表。早期由人工勾画出或计算机检测各个断层图像中目标的轮廓, 然后将这些轮廓线排列在一起表示目标物体的三维形状。为了进行表面重建, 可以采用小三角片多边形的小平面 (或曲面) 拟合相邻轮廓线之间的目标物体表面。如基于表面轮廓的Delaunay三角形方法, 或从轮廓出发的B样条插值重建算法, 都可以得到分片或整体光滑的表面。整个过程中需要解决好三个问题, 一是各断层图像中轮廓的对应问题;二是相邻轮廓间如何拟合;三是对于具有分叉等不规则形状形体的处理。

3.3 基于数字减影图像的三维重建

目前基于x射线投影图像的三维重建研究主要集中血管的三维重建上。目前的研究内容主要有血管中轴线的检测和匹配, 血管截面的形状的重构, 也有学者提出使用计算机立体视觉算法进行血管的三维重建。一般基于数字摄影图像的三维重建依据获得的摄影设备空间几何坐标系来进行, 当空间几何关系难于直接获得时, 可利用定标器进行空间变换矩阵的求解。因此通过x射线摄影图像进行三维重建的研究难度较大, 现在所进行的研究仅集中于人体的某些部位。通过常规x射线摄影获得的正位和侧位的平片中提取有关的信息, 进行股骨的三维重建, 整个过程需要先验模型的支持。

3.4 基于x射线摄影图像的三维重建

从前述可知, 通过x射线摄影得到是一种投影图像, 它反映了所照射的物体在某个方向上的3D信息的重叠。要从2D投影图像进行三维重建, 需要至少两个方向上的投影图像, 而且所需重构的物体在三维结构上还不能过于复杂。同时为了能将目标物体从背景中分离出来, 图像必须具有一定的对比度。因此通过x射线摄影图像进行三维重建的研究难度较大, 现在所进行的研究仅集中于人体的某些部位。目前, 正在进行基于x射线平片图像的股骨三维重建的研究, 通过常规x射线摄影获得的正位和侧位的平片中提取有关的信息, 进行股骨的三维重建, 整个过程需要先验模型的支持。

结束语

从一组采样数据中重建物体的三维实体是人类观察和分析客观事物的重要手段。在当前医学领域的应用中断层数据和图像处理是一种常用的无损伤的数据采集方式。X射线在医疗中是通过2D投影技术逐步朝着3D技术进步, 通过X射线摄影图像进行三维重建研究难度较大, 在医学的应用中存在着诸多的难点, 结合科学技术发展方式综合探究和分析, 为当前医学治疗方式的提高和优化提供依据。由于科学计算可视化和医学X射线摄影技术的数字化发展, 在医疗中使得各个治疗措施和效果更佳的精确, 发展方向明确, 实用化程度高。

摘要：随着科学技术的不断进步, 各种先进的科学技术措施不断应用在当前各个行业生产和工作中。基于断层数据的三维重建是可视化技术应用和研究的主要内容, 在三维模型的分析、仿真应用中是利用可视化管理和研究的前提。本文通过可视化为背景, 阐述了X射线图像在图像处理和医学诊疗中的各个工作环节, 运用三维重建技术分析, 就断层数据处理中线形的拼接缺陷方法、制约三维重建技术的因素和影响使用价值的各个关键技术进行探究, 为三维重建技术在医学工作中的合理应用提供依据。

X射线断层成像 篇7

探测器制造商使用已经规范化的测量方法对平板探测器进行测试得到了其相对优越的理想DQE数值并提供给了系统厂商, 成为系统厂商描述其系统的成像质量的重要指标, 显然这样的做法并不客观。因为, 在探测器每单位曝光条件下, DQE定量测量图像的质量, 但是其中并不包括临床上所使用成像系统的一些重要参数的影响。由于散射辐射的存在影响着临床图像的质量, 防散射滤线栅通常用于影响图像的衰减性能, 而焦点大小的限制则主要导致图像模糊。IEC62220-1系列标准已经转化成为中国医药行业标准, DQE方法是用来消除或者降低以上这些因素, 以使结果可以用来反映图像探测器的基本性能。因此DQE的测量方法主要描述的是探测器工程或者理论上的技术参数, 由于其有限的临床适用性, 还不能代表整个成像系统的基本性能。为了解决这个难题, 我们正努力扩展DQE相关概念的研究, 更多地考虑除探测器以外的相关参数。

1.测试工具及试验方法

a) 医用数字化X射线成像系统;

b) MTF测试体模、衰减铝、准直筒、X射线剂量仪;

c) DQE测试软件 (依据YY/T 0590.1-2005标准方法编写) ;

d) 测试布局如图1。

2.具体参数信息

像素矩阵:3320*3408, 像素尺寸:0.125mm, 图像格式:原始数据, 辐射质量RQA5, SID:1.5m

图像CF测试信息:

1) 70kv, 25mA, 100mS, 21mmAl, 2.163uGy;

2) 70kv, 40mA, 100mS, 21mmAl, 3.489uGy;

3) 70kv, 80mA, 100mS, 21mmAl, 7.035uGy;

4) 70kv, 125mA, 100mS, 21mmAl, 11.00uGy;

5) 70kv, 160mA, 100mS, 21mmAl, 14.09uGy;

6) 70kv, 200mA, 100mS, 21mmAl, 17.60uGy;

7) 70kv, 250mA, 100mS, 21mmAl, 21.87uGy;

MTF及NPS测试条件均为:70kv 125mA100mS。

3.测试结果

MTF&SDQE结果见表1。

测量结果显示:被测系统具有良好的线性, 像素值和曝光剂量成线性比例关系, R2为0.99991。DQE值比我们所预料的理想系统 (或平板探测器制造商声称的) 要低10%或±0.1。SDQE值在接近于0频率时的范围在10%左右。结果证明了散射、焦点模糊和栅格衰减对系统具有很大的影响, 同时这些因素对SDQE值测量的影响能降低实际的信噪比 (SNR) , 实际的信噪比是指成像系统在临床使用设定的实际利用的曝光值。

在X射线机和乳腺机系统中, 图像质量测量的主要目的是描述成像系统的基本性能。这些年来, 人们研究了很多技术用于图像质量的测量。这些检测技术可以定量准确且可重复性地评价成像探测器的信号和噪声的性能, 并且呈现在人们普遍公认的DQE尺度测量的技术上。然而, 过去一些测量方法主要集中于探测器本身的测量, 而忽视了影响图像质量的五个成像系统的关键参数:采集形状, 散射分数, 滤线栅, 放大器和焦点模糊。可见, SDQE更加有意义的评价系性能。

通过本次试验, SDQE与平板探测器的DQE存在着一定的距离。平板探测器的DQE值也是理想的100%SDQE值。这就说明, 我们在既提高射线成像系统的图像质量又降低患者的辐射剂量的技术研究上提供了具体的空间。最大的改善点可以通过使用扫描槽获取图像的方式降低散射, 这种方式也可能实现更多空气间隙的有效应用。空气间隙的使用需要提高射线源至影像接受面 (患者) 的距离, 增加探测器的尺寸, 降低焦点的大小同时增加球管热容量的能力。系统自身降低焦点尺寸的大小能够在高频率系统响应时提高SDQE的大小。这种改善方式也可以更好地设计滤线栅的结构, 从而减低X射线的主要衰减性能。

摘要：目的:量子探测效率 (DQE) 是描述数字X射线平板探测器的图像质量和剂量利用效率的综合指标。在以往的研究和实践中, 我们所做的努力是研发了一种实验性的统一方法来测定平板探测器的量子探测效率, 包括IEC62220-1系列标准。然而, 评价数字X射线成像系统的DQE才更有实际临床意义。本论文通过对系统DQE (SDQE) 的测试, 比较SDQE与其描述的平板探测器DQE的差异, 讨论了数值差异的原因以及提高SDQE的方法。