藺 超,鄭玉權(quán)

(中國(guó)科學(xué)院長(zhǎng)春光學(xué)精密機(jī)械與物理研究所,吉林長(zhǎng)春 130033)

1 引 言

20世紀(jì) 50年代,人們首次通過(guò)圖像增強(qiáng)器技術(shù)得到了實(shí)時(shí)、清晰的 X射線圖像,但是圖像的對(duì)比度與分辨率上卻難以與傳統(tǒng)的膠片照相相比;因此,長(zhǎng)期以來(lái)膠片照相一直作為 X射線檢測(cè)領(lǐng)域的主要技術(shù)手段。然而,無(wú)論膠片還是圖像增強(qiáng)器均在圖像的存儲(chǔ)和傳輸上有著諸多不便,直至 20世紀(jì) 80年代引入計(jì)算機(jī) X射線技術(shù)(Computed Radiography,CR),X射線成像才真正進(jìn)入了數(shù)字化時(shí)代。時(shí)至今日,數(shù)字 X射線成像技術(shù) (Digital Radiography,DR)已成為泛指多種數(shù)字化 X射線技術(shù)的廣義名詞,其優(yōu)勢(shì)不僅體現(xiàn)在無(wú)膠片的圖像存儲(chǔ)和傳輸上,豐富的圖像處理技術(shù)更進(jìn)一步拓展了DR的應(yīng)用范圍。

在醫(yī)學(xué)診斷、工業(yè)電子元器件檢測(cè)、微小零件探傷等方面,具有高分辨率、可便攜移動(dòng)特點(diǎn)的微小型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)有著較多的應(yīng)用需求。特別是在牙科診斷領(lǐng)域,近年來(lái)國(guó)外已有多家公司研發(fā)出了相應(yīng)的 X射線成像系統(tǒng)產(chǎn)品并推廣使用,而國(guó)內(nèi)醫(yī)院仍普遍采用傳統(tǒng)的膠片照相方式,鑒于此類產(chǎn)品巨大的市場(chǎng)潛力,本文對(duì)微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)進(jìn)行了研究。

基于 X射線敏感 CCD,研制了一套微型數(shù)字成像系統(tǒng),并用于牙科診斷。檢測(cè)了系統(tǒng)的輻射劑量和分辨率,校正了成像非均勻性。實(shí)際應(yīng)用結(jié)果表明,該系統(tǒng)分辨率高于 10 lp/mm,圖像非均勻性降低了 27.5%,且輻射劑量減少,降低了對(duì)受檢者的輻射傷害。

2 成像系統(tǒng)的原理與組成

探測(cè)器的選擇是成像系統(tǒng)研制的關(guān)鍵。目前CR成像板的分辨率已可與膠片媲美,并具有更大的圖像寬容度,尤其是近年來(lái)出現(xiàn)的可雙面讀取的 CR成像板,具有更豐富的圖像信息和更高的使用效率[1]。然而 CR的成像方式類似于膠片,無(wú)法實(shí)時(shí)成像的缺點(diǎn)難以發(fā)揮數(shù)字成像技術(shù)的諸多優(yōu)勢(shì)。與 CR相比,采用數(shù)字平板探測(cè)器 (Flat-PanelDetector,FPD)的 DR可將 X射線光子直接轉(zhuǎn)換為數(shù)字信息,省去了攝像過(guò)程中的成像板裝盒、讀出、擦寫等操作,此外 FPD的結(jié)構(gòu)形式?jīng)Q定其具有更高的 X射線量子轉(zhuǎn)換效率,在獲得高質(zhì)量圖像的同時(shí)僅需要較少的輻射劑量[2～3]。目前FPD在技術(shù)上已較為成熟且國(guó)外已有多種成型的產(chǎn)品,因此采用 FPD是研制微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)的首選方案。FPD-DR在成像原理上可分為直接轉(zhuǎn)換成像和間接轉(zhuǎn)換成像兩種,直接 FPD的結(jié)構(gòu)多由非晶硒層 (Amorphous Selenium,a-Se)加薄膜半導(dǎo)體陣列 (Thin Film Transistor array,TFT)構(gòu)成。a-Se是一種光電導(dǎo)材料,可經(jīng) X射線曝光改變其電導(dǎo)率后形成圖像電信號(hào),電信號(hào)經(jīng)由TFT檢測(cè)陣列、A/D轉(zhuǎn)換、處理即可獲得數(shù)字化圖像。間接 FPD的結(jié)構(gòu)主要是由閃爍體或熒光體層加非晶硅層 (Amorphous Silicon,a-Si)及 TFT陣列或 CCD/CMOS器件構(gòu)成。閃爍體或熒光體層經(jīng) X射線曝光后,可將 X射線轉(zhuǎn)換為可見光,之后通過(guò)光電轉(zhuǎn)換器件將可見光信號(hào)轉(zhuǎn)化為數(shù)字圖像。在 FPD技術(shù)誕生之初,直接與間接轉(zhuǎn)換方式在量子轉(zhuǎn)換效率和MTF等性能指標(biāo)上的孰優(yōu)孰劣曾有過(guò)較多爭(zhēng)論[4,5],但從近幾年 RSNA年會(huì)上展出的 FPD-DR來(lái)看,不同廠家均致力于產(chǎn)品分辨率的提高、輻射劑量的降低以及軟件功能的不斷完善,事實(shí)上不論是應(yīng)用直接還是間接 FPD器件的廠商,均在保有技術(shù)優(yōu)勢(shì)的同時(shí)力求引導(dǎo)客戶進(jìn)入自身的技術(shù)體系,而用戶的選購(gòu)標(biāo)準(zhǔn)還是集中在自身的需求與產(chǎn)品的性價(jià)比上。

近年來(lái),隨著制造工藝水平的不斷提高,針對(duì)小幅面照相特點(diǎn)的 CCD/CMOS數(shù)字平板的價(jià)格已逐漸降低,具有較高的性價(jià)比,目前市場(chǎng)占有率較高的牙科 X射線成像產(chǎn)品均采用了 CCD/CMOS數(shù)字平板。通過(guò)對(duì)價(jià)格、分辨率、信噪比、動(dòng)態(tài)范圍、成像面積等性能指標(biāo)的綜合權(quán)衡,本文采用了 E2V公司生產(chǎn)的牙科專用 X射線敏感CCD作為成像傳感器,在此基礎(chǔ)上開發(fā)的微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)如圖1所示[6]。X射線源產(chǎn)生的 X射線透過(guò)被測(cè)目標(biāo)后到達(dá) X射線敏感 CCD內(nèi)的 X射線轉(zhuǎn)換屏,由轉(zhuǎn)換屏出射的可見光直接被 CCD的光敏面接收,經(jīng)照射曝光后形成具有一定灰度的圖像。讀出的 CCD圖像信號(hào)經(jīng) A/D轉(zhuǎn)換后,通過(guò)USB 2.0接口與計(jì)算機(jī)及數(shù)據(jù)獲取與處理軟件進(jìn)行數(shù)據(jù)通訊,實(shí)現(xiàn)圖像的采集、存儲(chǔ)和處理。系統(tǒng)采用了 USB 2.0接口用于供電,相應(yīng)地省去了外部供電環(huán)節(jié)?；赪 indows操作系統(tǒng)平臺(tái)的圖像獲取及處理軟件采用 C++編制,集成了浮雕、反白、偽彩色等多種圖像處理功能。

圖1 微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)原理圖[6]Fig.1 Block diagram of compact digital X-ray imaging system[6]

3 成像系統(tǒng)的測(cè)試與應(yīng)用

3.1 輻射劑量的對(duì)比測(cè)試與分辨率測(cè)試

在保證影像質(zhì)量的前提下應(yīng)盡可能地降低受檢者的輻射劑量,為了檢驗(yàn)微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)輻射劑量的大小并確定合適的曝光時(shí)間,以獲得相近對(duì)比度的圖像為測(cè)試標(biāo)準(zhǔn),分別采用牙科膠片和成像系統(tǒng)對(duì)同一牙齒模型進(jìn)行對(duì)比測(cè)試。測(cè)試采用牙科專用 X射線機(jī),球管電壓為65 kV,球管電流為 1 mA,曝光時(shí)間 0.01～2.5 s可調(diào),焦皮距設(shè)置為 200 mm。

圖2為微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)獲得的牙齒模型 X射線圖像。成像系統(tǒng)獲得圖2的圖像需要的曝光時(shí)間為 20 ms,而獲得對(duì)比度相近的膠片圖像需要的曝光時(shí)間為 200～300 ms,成像系統(tǒng)所需的輻射劑量?jī)H為膠片的 7%～10%,因此很大程度上降低了受檢者的輻射傷害。

圖2 牙齒模型的 X射線實(shí)時(shí)成像系統(tǒng)采集圖像Fig.2 X-ray images of tooth models obtained by digital imaging system

分辨率是考核系統(tǒng)成像質(zhì)量的重要指標(biāo),其單位為線對(duì)每毫米 (lp/mm),一般采用分辨率測(cè)試卡進(jìn)行檢測(cè)。微型 X射線實(shí)時(shí)成像系統(tǒng)的分辨率測(cè)試采用了德國(guó) PT W Freiburg公司制造的TYP 81分辨率測(cè)試卡,該分辨率測(cè)試卡共有 26組不同間距的柵條,柵條長(zhǎng)度為 20 mm,柵條厚度為 0.05 mm,柵條寬度偏差為 5%,各組柵條對(duì)應(yīng)的線對(duì)數(shù)為 0.6～10 lp/mm。將分辨率測(cè)試卡緊貼 X射線敏感 CCD的表面,X射線源焦點(diǎn)距離分辨率測(cè)試卡為 200 mm,曝光時(shí)間設(shè)置為20 ms,圖3為采集的單幀分辨率測(cè)試卡圖像。從圖3中可以看到,X射線成像系統(tǒng)可以清晰地分辨出10 lp/mm的柵條,10 lp/mm柵條處的調(diào)制傳遞函數(shù)基本在 0.2左右。分析系統(tǒng)的整體調(diào)制傳遞函數(shù)表明,該數(shù)字成像系統(tǒng)的分辨率可達(dá)14 lp/mm以上。

圖3 分辨率測(cè)試卡的測(cè)試圖像Fig.3 Tested image of X-ray resolution testing card

3.2 非均勻性校正

依據(jù)成像原理,影響 X射線圖像均勻性的因素主要包括 X射線的強(qiáng)度分布、噪聲、CCD像元間暗電流差異以及轉(zhuǎn)換屏與 CCD的光響應(yīng)不均勻性。由于 X射線機(jī)焦點(diǎn)尺寸僅為 0.8 mm×0.8 mm,因此可近似認(rèn)為 CCD的成像區(qū)域(20.064 mm×30.096 mm)在 200 mm的焦皮距下受到均勻光照。CCD噪聲主要包括散粒噪聲、轉(zhuǎn)移噪聲以及讀出電路、A/D轉(zhuǎn)換電路產(chǎn)生的隨機(jī)噪聲[7]。在 CCD驅(qū)動(dòng)電路的研制中,采用了電源濾波技術(shù),并應(yīng)用低噪聲電路對(duì)電路噪聲加以抑制,另外還可以通過(guò)多幀迭加平均處理降低CCD噪聲的影響。

CCD暗電流是指 CCD在無(wú)光注入下的輸出信號(hào),具有位置不變性[8]。將 CCD積分時(shí)間tint設(shè)置為 200,500,800 ms,在無(wú)光照條件下分別采集 10幅圖像并進(jìn)行迭加平均處理,分析結(jié)果表明,像元暗電流大小與積分時(shí)間基本呈線性關(guān)系,因此可采用下式獲得的暗電流校正后圖像Dt(x,y)為:

式中Qt(x,y)為積分時(shí)間tint下采集的原始圖像,Pi(x,y)為采集的暗電流圖像,n的取值可通過(guò)判斷圖像標(biāo)準(zhǔn)差進(jìn)行選擇。通過(guò)實(shí)驗(yàn)測(cè)試,暗電流校正后圖像的標(biāo)準(zhǔn)差可降低 15%左右,圖4為積分時(shí)間 500 ms下單幀暗電流圖像第 500行校正前后的灰度對(duì)比。在盡量減少輻射劑量的前提下,對(duì)圖像暗電流校正后的隨機(jī)噪聲可采用中值濾波、約束最小二乘濾波[9～11]等方法予以消除,同時(shí)應(yīng)兼顧對(duì)微細(xì)結(jié)構(gòu)的分辨要求。

圖4 暗電流校正對(duì)比Fig.4 Contrast of dark current calibration

受限于制造工藝,X射線轉(zhuǎn)換屏的不同位置對(duì) X射線的響應(yīng)效率存在差異性,而 CCD各個(gè)像元間的開啟電壓、填充因子以及表面平整度等參數(shù)也難以保證一致,從而造成各像元光響應(yīng)度的不一致[12]。另外由于轉(zhuǎn)換屏與 CCD的制造缺陷,還存在著對(duì)射線響應(yīng)過(guò)于敏感和過(guò)于遲鈍的兩種瑕疵像元,使原始圖像上產(chǎn)生亮點(diǎn) (斑)與暗點(diǎn) (斑)。在高分辨率成像中,上述不均勻性可能淹沒圖像的細(xì)節(jié)信息或造成誤判,必須加以校正。

一般認(rèn)為 CCD各像元的響應(yīng)度為常數(shù),可采用常規(guī)的一點(diǎn)或兩點(diǎn)法進(jìn)行線性校正,然而測(cè)試結(jié)果表明,轉(zhuǎn)換屏與 CCD耦合下的光響應(yīng)不均勻性并不嚴(yán)格呈線性關(guān)系,采用常規(guī)校正的效果較差,由于轉(zhuǎn)換屏的響應(yīng)特性難以理論分析,選取不同的非線性校正函數(shù)對(duì) CCD不同位置的校正效果也有較大差別,因此采用了分段線性校正的方法來(lái)逼近 CCD不同位置的非線性響應(yīng)。首先通過(guò)調(diào)整曝光時(shí)間和焦皮距,使圖像均值在 CCD動(dòng)態(tài)范圍內(nèi)近似均勻分布并采集多幀圖像數(shù)據(jù),對(duì)采集數(shù)據(jù)進(jìn)行多幀迭加平均和暗電流校正后得到校正的各分段點(diǎn)矩陣 Hi。計(jì)算 Hi的均值作為校正輸出值,以 Hi作為校正輸入值,采用線性插值計(jì)算得到第i段內(nèi)的線性校正系數(shù):增益Ki與偏置Bi。對(duì)原始圖像數(shù)據(jù)A,通過(guò)布爾運(yùn)算得到第i段內(nèi)的邏輯矩陣 Ni=logical(A≥Hi),通過(guò)下式得到對(duì)光響應(yīng)不均勻性分段校正后的圖像A＊。

對(duì)于瑕疵像元,由于響應(yīng)并不隨圖像均值呈線性變化,采用式 (2)易引入較大的校正誤差,常規(guī)的處理方法一般是通過(guò)設(shè)定閾值判斷瑕疵像元位置,之后對(duì)像元響應(yīng)進(jìn)行插值處理,然而閾值的選擇帶有主觀因素,易對(duì)響應(yīng)較高或較低的正常像元造成誤判,因此采用了通過(guò)計(jì)算線性相關(guān)系數(shù)判別瑕疵像元的方法,分別以各分段點(diǎn)矩陣均值 X和對(duì)應(yīng)的像元響應(yīng) Y作為輸入向量,計(jì)算線性相關(guān)系數(shù)下式所示,

式中 cov(X,Y)為向量 X、Y的協(xié)方差,D(X)、D(Y)分別為向量方差。對(duì)線性相關(guān)系數(shù)ρ為負(fù)值或小于 0.05piixel點(diǎn)即認(rèn)為是響應(yīng)隨圖像均值無(wú)規(guī)律變化的瑕疵像元,選取較多的分段點(diǎn)有利于提高上述方法的判別準(zhǔn)確性。

圖5為焦皮距 200 mm、曝光時(shí)間 20 ms下采集的單幀圖像經(jīng)暗電流和響應(yīng)非均勻性校正前后的圖像。以 CCD各像元間響應(yīng)的標(biāo)準(zhǔn)差除以響應(yīng)均值來(lái)表征圖像的非均勻程度,圖像校正前非均勻性為 5.99%,校正后為 1.65%,非均勻性相對(duì)校正前降低了 27.5%。

圖5 非均勻性校正對(duì)比Fig.1 Contrast of nonuniformity calibration

3.3 成像系統(tǒng)的應(yīng)用

開發(fā)的微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)在清晰度高、工作幅面小的 X射線檢測(cè)方面具有較大的應(yīng)用潛力,例如應(yīng)用該系統(tǒng)檢測(cè)多層電路板的質(zhì)量缺陷以及監(jiān)測(cè)電纜線的偏芯度。如圖6和圖7所示,多層電路板與電纜線的 X射線檢測(cè)圖像對(duì)比清晰,細(xì)節(jié)清楚,具有較高的實(shí)用價(jià)值。

圖6 多層電路板 X射線檢測(cè)圖像Fig.6 X-ray image ofmultilayer print circuit board

圖7 電纜線 X射線檢測(cè)圖像Fig.7 X-ray image of electricalwire

4 結(jié) 論

基于 X射線敏感 CCD開發(fā)的微型 X射線數(shù)字成像系統(tǒng)具有高分辨率、可便攜移動(dòng)的特點(diǎn)。系統(tǒng)分辨率高于 10 lp/mm,在獲得相近對(duì)比度的條件下,輻射劑量?jī)H為膠片的 10%,很大程度上降低了受檢者的輻射傷害。通過(guò)對(duì)該系統(tǒng)的暗電流以及響應(yīng)不均勻性進(jìn)行校正,圖像的非均勻性降低了 27.5%,有效地提高了圖像質(zhì)量。對(duì)多層電路板以及電纜線的檢測(cè)結(jié)果表明,該系統(tǒng)在高分辨率的微小物體 X射線檢測(cè)方面具有較大的應(yīng)用價(jià)值。

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