核醫學/雙能吸收測定法基礎物理

介紹

這是一本名為核醫學基礎物理的華夏公益教科書的正在開發的章節。

雙能射線照相術是一種成像技術，可以用來消除射線照相中的骨骼資訊，從而顯示僅顯示組織的影像。或者，該技術可以用來產生相反的效果，即消除組織資訊，並生成僅顯示骨骼的影像。後一種選擇理想情況下允許評估骨密度的指標。下面將首先介紹該技術的理論背景，並以討論雙能X射線吸收測定法 (DEXA) 為導向。

雙能射線照相術

雙能成像基於利用組織和骨骼在不同X射線能量下的衰減差異 - 請參見下圖

軟組織和皮質骨的質量衰減係數的能量依賴性 - 改編自ICRU 報告 46。

它通常涉及在兩種X射線能量下獲取影像，並處理這些影像以抑制骨骼或組織資訊。一個簡單的數學模型假設使用單能輻射且未檢測到散射輻射，因此，透過骨骼和組織區域的透射輻射強度，在低X射線能量下獲取並在對數變換後，由下式給出

I_lo = μ_tlo x_t + μ_blo x_b ,

其中

• μ_tlo 是組織在低X射線能量下的線性衰減係數;
• x_t 是組織厚度;
• μ_blo 是骨骼在低X射線能量下的線性衰減係數; 以及
• x_b 是骨骼厚度。

類似地，在較高X射線能量下獲取的相同區域影像的透射輻射強度由下式給出

I_hi = μ_thi x_t + μ_bhi x_b ,

其中

• μ_thi 是組織在較高X射線能量下的線性衰減係數; 以及
• μ_bhi 是骨骼在較高X射線能量下的線性衰減係數。

當這些影像乘以單獨的加權因子k_lo 和k_hi，並將結果組合形成合成影像時，輸出影像由下式給出

I = k_lo I_lo + k_hi I_hi .

因此

I = (k_lo μ_tlo + k_hi μ_thi) x_t + (k_lo μ_blo + k_hi μ_bhi) x_b ,                (1)

這表明可以透過將x_t 的係數設定為零來實現組織消除，即

k_lo μ_tlo + k_hi μ_thi = 0 .

因此，

k_lo μ_tlo = - k_hi μ_thi ,

以及

${\frac {k_{hi}}{k_{lo}}}=-{\frac {\mu _{tlo}}{\mu _{thi}}}$

這表明當上述方程式(1) 中的加權因子比率選擇等於兩種X射線能量下組織衰減係數比率的負值時，組織可以從合成影像中消除。類似的方法可用於透過將方程式(1) 中的x_b 係數設定為零來導致骨骼消除。

這種影像資料處理形式在下圖中說明

雙能影像：頂部一行顯示低能和高能胸部射線照相，在能量處理結果之上。

圖的左上角顯示了以 56 kVp 獲取的胸部射線照相。這被稱為低能影像。右上角顯示了同一患者胸部以高能量 (120 kVp) 獲取的射線照相，並過濾了 1 毫米銅。底部一行顯示了雙能處理的結果。左下角顯示了減去骨骼的影像，右下角顯示了減去組織的影像。請注意，減去組織的影像表明患者左肺中的病變是鈣化結節，因為它沒有出現在減去骨骼的影像中。

射線照相影像接收器

射線照相中至少有三種新技術，它們比傳統的屏片影像接收器具有許多優勢。為了支援我們對雙能成像的處理 - 以及我們對本華夏公益教科書的另一章節中平面圖像的配準和融合的考慮，下面將概述這些技術。

• 計算機射線照相 (CR)

這種記錄投影射線照相的方法基於利用氟鹵化鋇化合物的可光激發發光特性。熒光粉被疊加在影像板上，當影像板安裝在暗盒中時，它用於代替傳統射線照相中使用的膠片/屏暗盒。影像板有時被稱為儲存磷光體，因為它在輻射照射後儲存潛像，可以隨後使用讀出裝置進行掃描 - 如下圖所示

生成計算機射線照相影像所涉及的曝光、讀出和擦除階段的圖示。

該圖顯示了左上角的輻射曝光，暗盒放置在患者前方以記錄投影影像。然後將暗盒放置在讀出裝置中（按照藍色的向下箭頭！），在那裡它被雷射束掃描以將潛像數字化。然後可以將暗盒透過暴露於強烈的白熾光（上圖右上角）來擦除任何殘留的潛像資訊，從而為再次使用做好準備。

讀出階段在我們的下一張圖中顯示得更詳細

生成計算機射線照相影像所涉及的讀出過程的圖示。

該圖說明了用於掃描影像板的一種機制，其中一束窄雷射束照射旋轉鏡，使其在板上掃描單行。然後移動影像板，以便掃描雷射束可以讀取潛像資訊的下一行。

潛像透過可光激發磷光體中的輻射吸收過程形成，其中電子被撞擊到更高的能級，在那裡它們保持直到以後使用紅色雷射束刺激它們返回基態 - 類似於熱致發光，其中使用光而不是熱。電子發射藍光 - 稱為可光激發發光 (PSL) - 當它們返回基態時，光量與輻射曝光量成正比。

計算機射線照相（黑線）具有出色的線性度和動態範圍的圖示，膠片/屏影像接收器（紅線）不具備此特性。

發射的光被光導管引導，如上圖所示，以便可以使用光電倍增管 (PMT) 測量其強度。PMT 的輸出使用模數轉換器 (ADC) 進行數字化，然後應用計算機處理。

計算機射線照相 (CR) 比傳統方法的主要優勢之一是它具有出色的線性度和動態範圍，如該圖所示。圖的左側的縱軸指的是 CR 板的響應，而右側指的是膠片/屏系統。可以看到，膠片/屏響應（紅色曲線）包含可以生成射線照相膠片的曝光不足和曝光過度的區域。這兩個區域之間的線性區域被理想地用於記錄患者的影像。請注意，等效於此線性區域的曝光範圍遠小於 CR 技術提供的範圍，即它的動態範圍 (在攝影中也稱為曝光寬容度) 更小。

這裡需要理解的關鍵點是，CR 影像呈現的資料是照射到盒式磁帶上輻射照射模式的優良記錄。它們不包含過度曝光和/或曝光不足的區域，而這是膠片/增感屏放射影像的常見現象。在高 (或低) 透射率區域內，辨別能力得到提高，因此，例如，在靜脈腎盂造影 (IVP) 中，腎結石可以很容易地顯示在充滿對比劑的腎盂中。請注意，CR 的動態範圍相當廣，並且通常在後期處理模式中應用對比度增強技術來“視窗”影像資料，以便能夠辨別感興趣的特定特徵。以下顯示了 CR 影像的示例。

左側是患者胸部同一 CR 影像，使用對比度增強顯示，右側是未經處理的影像。請注意，在處理後的影像中，肺野內的對比度更高。

這種線性、寬動態範圍特性也是數字放射影像接收器的共同特徵。

• 數字放射影像 (DR)

近年來，人們對開發用於數字放射影像的平板影像接收器進行了大量研究。這項研究已經從開發用於行動式電腦等應用的主動矩陣液晶平板顯示器 (AMLCD) 開始。AMLCD 的基礎技術是一種稱為主動矩陣陣列的大面積積體電路，該陣列由數百萬個相同的半導體元件組成，這些元件沉積在基底材料上。增感屏或與這種主動矩陣陣列耦合的光電導體構成了平板 X 射線影像接收器的基礎。

這種接收器在下面的圖中得到了說明，其中主動矩陣陣列和相關的電子電路安裝在裝置中，該裝置取代了屏-膠片放射影像中的 X 射線盒式磁帶。

主動矩陣陣列及其相關的電子電路 (左側) 的示意圖，該電路安裝在影像接收器內部，並連線到數字影像處理器和影像顯示裝置，以及 3 x 3 畫素部分的主動矩陣陣列 (右側)，顯示了與每個畫素相關的開關、開關控制和前置放大器電路以及連線導線。

已經構造了高達 43 cm x 43 cm 的陣列尺寸，具有超過 900 萬個畫素（畫素尺寸約為 150 μm）。陣列的操作由數字影像處理器控制，該處理器還儲存和顯示生成的影像。

該操作在上圖的右側面板中得到了更詳細的說明。陣列的每個畫素都具有一個開關 (通常由薄膜電晶體 製成)，該開關以允許陣列中一行中的所有開關同時操作的方式連線到開關控制電路。每個畫素的輸出與各個前置放大器在列中連線。

在 X 射線曝光期間，所有開關都保持關閉狀態。在曝光後，第一行的開關開啟，每個畫素的訊號被前置放大器放大，在模數轉換器 (ADC) 中數字化，並存儲在數字影像處理器的影像記憶體中。然後這些開關關閉，第二行的開關開啟以獲取來自第二行畫素的訊號。對整個陣列重複此過程，以便以順序的、逐行的方式獲取影像。

研究開發導致了兩種截然不同的數字接收器型別。

• 間接影像接收器

間接接收器基於將熒光屏耦合到主動矩陣陣列。已經使用 Gd₂O₂S:Tb 和 CsI:Tl 等磷光體，並且在 X 射線相互作用後產生的光由由光電探測器組成的畫素陣列檢測 - 請參見下圖。

間接平板影像接收器的橫截面圖，顯示了安裝在玻璃基底上的三個畫素。

每個光電探測器會產生與照射到其上的光量成正比的電荷，並且該電荷儲存起來，直到由開關控制電路讀出。檢測過程被稱為間接檢測，因為檢測到的 X 射線首先被轉換為光，然後被轉換為電荷。

• 直接影像接收器

直接接收器基於將光電導體耦合到主動矩陣陣列。已經使用非晶硒 (a-Se) 等光電導體，並且在 X 射線相互作用後產生的電荷由由電極和電容器組成的畫素陣列檢測 - 請參見下圖。

直接平板影像接收器的橫截面圖，顯示了安裝在玻璃基底上的三個畫素。

此電荷儲存在每個電容器中，直到由電子開關電路讀出。光電導體需要使用表面電極施加約 5,000 伏的電壓，以便可以將產生的電荷吸引到畫素電極。正在研究用於此應用的其他光電導體包括 PbI₂、PbO、TlBr 和 CdTe。

非晶硒 (a-Se) 的光電導特性已經為人所知多年，並已廣泛應用於影印機、傳真機和雷射印表機裝置中。這種直接成像技術是從靜電放射影像發展而來的，靜電放射影像是一種在多年前流行的醫學成像技術，主要用於軟組織成像。在這裡，X 射線在光電導體中的吸收導致電荷分佈的變化，反映了局部 X 射線吸收，即潛像以非晶硒板表面上的電荷分佈來記錄。使潛像可見的方法包括

• 將帶電的墨粉顆粒噴灑到板上，並將該影像轉移到紙上；
• 使用電荷感測器 (例如靜電計) 掃描板，並將輸出數字化以儲存在計算機記憶體中。

墨粉方法是最初的靜電放射影像系統採用的方法，目前已不再廣泛應用於臨床，主要原因是膠片-增感屏技術的進步。掃描靜電計方法已應用於使用 Philips Thoravision 系統對胸部進行臨床成像。這涉及使用沉積在圓柱體上的非晶硒層。潛像記錄在該層的表面上，然後該滾筒繞過一排細小的靜電計。相比之下，直接影像接收器使用與二維畫素大小電極陣列緊密接觸的非晶硒層，正如我們在上面所見。

平板影像接收器的重要設計特徵包括畫素尺寸和填充因子。畫素尺寸無疑會影響空間解析度，典型的尺寸為 100-200 μm。填充因子是指畫素區域中對影像訊號敏感的百分比 - 無論是電荷還是光子。考慮到需要容納輸入開關訊號和輸出影像訊號的導體 (約 10 μm 寬)，以及每個畫素中的薄膜電晶體，它永遠不會達到 100%。

數字影像處理技術通常應用於獲取的影像，然後才能顯示它們。這些技術包括對數變換，用於校正指數 X 射線衰減，以及對比度增強，用於最佳化顯示的灰度值。其他數字處理技術對於克服與單個影像接收器的製造過程相關的限制也是必要的。這些包括平面場 (即均勻性) 校正，用於克服空間靈敏度變化，以及中值濾波，用於消除缺陷畫素的影響。

間接和直接影像接收器的優點聲稱包括與光激發磷光體類似的大的線性動態範圍，以及與膠片-增感屏和光激發磷光體系統相比，優越的調製傳遞函式 (MTF) 和探測量子效率 (DQE)。這種接收器目前 (即 2006 年) 正被主要的醫學成像公司引入，它們的臨床應用很可能在未來幾年成為重要特徵。

最後需要注意的是，CR 和 DR 接收器都可以用於雙能放射影像，具體配置如下：

• 兩次曝光：在患者運動不是問題的情況下，使用兩次獨立的曝光；以及

• 一次曝光：其中，兩個成像板透過濾光片分隔，安裝在雙能盒式磁帶中，以記錄前板上的低能量影像和另一個板上的高能量影像。

雙能 X 射線吸收測定 (DEXA)

該技術的起源是核醫學程式，其中使用兩種伽馬射線能量的透射率來確定骨礦物質密度。該程式被稱為雙光子吸收測定法，通常使用¹⁵³Gd 同位素，該同位素發射 44 和 100 keV 的伽馬射線。由於光子通量和實際考慮方面的限制，放射性源已在 DEXA 技術中被X 射線管 (XRT) 取代 - 就像掃描放射性同位素源在 SPECT 成像中被 XRT 取代以進行衰減校正一樣。這種方法已在臨床應用中得到廣泛應用，用於評估和監測骨質疏鬆症，並且在準確性、精確度和輻射劑量方面已超過主要替代技術，即定量計算機斷層掃描 (QCT)。

為了產生合適的X射線能量，已經開發了兩種常見的方法。第一種方法是在影像採集過程中快速切換電壓和濾波器，例如從 70 kVp 和 4 mm 鋁濾波器切換到 140 kVp 並新增 3 mm 銅濾波器。第二種方法使用單一 X 射線能量和兩種不同的濾波器，例如 80 kVp，分別使用無額外濾波和一個鈰或釤濾波器。鈰的K吸收邊在 40.4 keV，釤的K吸收邊在 46.8 keV，兩種材料都會產生比無濾波光譜更硬的束流。

DEXA 技術通常包括安裝在 C 型臂上的 X 射線管和閃爍探測器（參見下圖），使患者暴露於以直線方式掃描的鉛筆狀 X 射線束。

DEXA 掃描裝置示意圖。

帶床下 X 射線管和鉛筆束探測器的 DEXA 掃描裝置。

鉛筆束用於減少散射輻射的檢測，閃爍探測器通常由鎢酸鎘 (CdWO₄)或碘化鈉 (NaI(Tl)) 閃爍體與光電倍增管耦合組成。濾波器元件用於在適當的時間間隔內將濾波器和校準標準切換進出鉛筆束。這種方法的掃描時間大約為 2 到 5 分鐘，具體取決於檢查內容，在使用扇形 X 射線束和探測器陣列的第二代儀器中，掃描時間會縮短。透過在第二代裝置中掃描時讓 C 型臂繞患者旋轉，可以形成 CT 影像。閃爍探測器的輸出被饋送到計算機進行雙能資料處理和影像顯示。可以從影像資料中推匯出許多身體成分引數，例如骨礦物質密度和軟組織成分.