通过荧光成像中的自适应曝光降低X射线剂量

摘要

我们正在利用扫描束数字X射线系统开发一种动态自适应曝光技术。该技术并非对物体进行均匀曝光，而是根据物体的不透光性自适应调整曝光参数。本文展示了一项在仿人模型上开展的实验，结果显示剂量节省达到30%。

摘要

X射线透视广泛用于心脏介入手术中的影像引导。然而，这些手术中的辐射剂量可能很高，这是一个重要的问题，尤其是在儿科应用中。儿科手术通常比成人手术复杂得多，因此平均持续时间要长四到八倍¹。此外，儿童在10岁之前可能接受多达10次透视手术，并且一生中发生致命癌症的风险已被证明比普通人群高出三倍^2,3。

我们已经证明，通过使用我们的扫描束数字X射线（SBDX）系统⁴——一种采用逆向成像几何结构的透视成像系统^5,6（图1、视频1和图2），可在成人心脏手术中显著降低辐射剂量。与传统系统所采用的单个焦点和大面积探测器不同，我们的方法使用一个具有多个焦点的扩展X射线源，将这些焦点聚焦于一个小面积探测器上。我们的X射线源由一个扫描电子束组成，可依次照射多达9,000个焦点位置。每个焦点将成像体积的一小部分投射到探测器上。与传统系统中最终图像直接投影到探测器上的方式不同，SBDX系统采用专用算法，从9,000幅探测器图像中重建出最终图像。

在儿科应用中，SBDX 系统的剂量节省预计小于成人检查中的节省。然而，SBDX 系统可通过实施电子自适应曝光技术实现额外的剂量降低。该方法的关键在于 SBDX 系统的多束扫描技术：我们能够根据被照射区域的不透性，动态调整各部位的曝光剂量，而非对图像的每个部分施加相同的辐射剂量。因此，我们可显著降低在透射性强区域的曝光，同时维持在不透性较高区域的曝光。在我们目前的实现中，自适应曝光需要用户交互（图 3）。然而，未来该自适应曝光将实现实时化和完全自动化。

我们使用仿人模型进行了实验，并通过剂量面积乘积（DAP）仪比较了采用和不采用自适应曝光时的实测辐射剂量。在本实验中，我们发现辐射剂量降低了30%。

方案

1. 系统设置

1. 将模体设置在等中心处进行成像（即距离准直器40 cm）。
2. 在准直器前方安装DAP剂量仪以测量X射线剂量（图4）。
3. 启动SBDX系统电源。
4. 选择系统工作模式。当前使用7英寸视野（FOV），帧率为15 fps。X射线管电压峰值设为80 kVp，X射线源功率为9 kW。

2. 数据采集

1. 从控制计算机启动数据采集。在数据采集过程中，探测器图像被保存到系统内存中。以下步骤在SBDX系统中进行：
   1. 电子束以光栅扫描方式依次扫描每个焦点位置（图5）。
   2. 电子束撞击透射靶并产生X射线（视频2）。
   3. 在每个焦点位置，X射线光子通过聚焦准直器照射探测器，从而将成像体积的一小部分投影到探测器上。
   4. 对于每个焦点位置，探测器生成一幅探测器图像，并直接存储到系统内存中。
   5. 所选操作模式7'' 15fps提供71×71个焦点。每个焦点位置的总照射时间为8 μs。由于X射线靶的热学限制，曝光时间必须分解为1 μs的增量。因此，电子束在每个焦点位置照射靶1 μs后即移动至下一个焦点位置。在后续时间中，每个焦点位置将被重新访问，以完成总计8 μs的曝光。由于每次焦点照射均生成一幅探测器图像，因此总共采集并存储约40328幅探测器图像，耗时约60 ms。

3. 图像重建

1. SBDX 本质上是一种断层合成系统，因为物体在不同角度下由射线源进行照射。成像体积内位于准直器与探测器之间的任意平面均可被重建。以下步骤说明了如何将部分图像重建为单个平面，或重建为合成图像或选定层面图像。在临床 SBDX 系统中，步骤 3.2 至 3.4 将实时执行。
2. 在重建模拟器上选择图像重建参数。
3. 运行图像重建算法。在图像重建过程中，该算法执行以下步骤：
   1. 读取每一张独立的探测器图像。
   2. 对探测器图像进行缩放，以匹配待重建平面的尺度。
   3. 根据焦点位置对图像进行位移，并将其叠加至重建平面（视频 3）。
   4. 对每个焦点位置重复执行上述两个步骤。
   5. 执行后处理滤波，以消除位移操作所产生的伪影模式。
   6. 此时，一个平面已被重建（图 6），我们所观察物体的解剖结构已清晰可见。
4. 如需要，运行算法以生成选定层面图像。该算法执行以下步骤：
   1. 重复步骤 3.2.1 至 3.2.6，以生成构建选定层面图像所需的 32 个平面。这些平面通常间隔 0.5 mm（视频 4、图 7 和视频 5）。
   2. 对于图像的每一部分，选择其中物体最清晰的平面，作为最终选定层面图像的组成部分（图 8 和视频 6）。
5. 如有必要，重新调整模体位置，使心脏位于视野中心。
6. 重复执行步骤 2.1 至 3.3，直至模体在视野内正确放置。
7. 记录此非均衡化图像的剂量面积积（DAP）仪表读数。

4. 自适应曝光新操作模式文件的生成

1. 将先前获取的探测器图像加载到自适应曝光模拟器中。
2. 选择自适应曝光算法的参数。
3. 运行自适应曝光模拟器。该模拟器执行以下步骤：
   1. 根据用户选定的阈值，确定每幅探测器图像的目标光子数。
   2. 对于每个焦点位置，确定探测器图像中的光子数量。对该焦点位置的探测器图像进行累积，直至达到目标光子数或最多八次重扫（图9）。
   3. 由此得到一张重扫图，详细说明每个焦点位置被照射的次数（图10）。
   4. 将重扫图与用于运行SBDX系统的操作模式文件合并。

5. 均衡化图像采集

1. 将更新后的操作模式文件加载到 SBDX 系统中。
2. 从控制计算机启动数据采集。数据采集过程如 2.1.1 至 2.1.5 节所述。与之前的采集不同，X 射线束根据我们的重扫描图在焦点位置处开启或关闭。由于总照射次数少于标准采集，X 射线剂量得以降低。
3. 记录 DAP 剂量仪测量的剂量面积乘积。
4. 对新采集的均衡化数据运行图像重建算法，具体步骤如 3.2 至 3.4 节所述。
5. 显示重建后的均衡化图像（图 11）。

6. 数据分析

1. 比较非均衡化图像与均衡化图像的测量剂量。
2. 观察重建后的均衡化图像与非均衡化图像之间的差异。

7. 代表性结果：

图8和图11展示了标准图像与均衡化图像之间的对比。使用图10所示的重扫描掩模进行DAP剂量仪测量，表明在均衡化图像中可节省30%的剂量。

此外，均衡化是一种非常有效的压缩动态范围的方法，能够在无需后期处理的情况下使图像呈现更悦目的外观。

如所示，均衡滤过可用于降低剂量。然而，均衡也可通过提高射线源功率，使辐射剂量与未均衡图像相匹配，从而改善图像质量。通过这种方式，图像的较暗区域会接收到更多光子，从而降低图像噪声。

图1. 传统X线透视系统。 传统系统具有一个单焦点X射线源和一个大面积探测器。患者被放置在靠近探测器的位置。

图2. SBDX 系统。 SBDX 系统采用逆几何结构。一个大型扫描束X射线源照射一个小面积探测器。患者位于远离探测器的位置。

图3. 数据采集流程图。 1) 采集模体的非均衡化图像。2) 从磁盘阵列中提取数据。3) 自适应曝光算法将此数据作为输入，生成曝光或重扫掩膜。4) 在源控制计算机中将重扫掩膜与原始操作模式合并。5) 采集同一模体的均衡化图像，并存储至磁盘阵列。6) 从磁盘阵列中提取非均衡化和均衡化两组数据集，图像重建软件对每组数据集的不同层面进行重建。7) 两幅图像均为重建软件的输出结果。8) 同时显示这两幅图像。

图4. 系统设置。 将模体置于患者床面上，位于X射线源与探测器之间的等中心处。剂量面积乘积仪置于X射线源与模体之间。

图5. X射线源。 电子束由电子枪产生，并以光栅方式扫描准直器的每个孔。电子束从准直器的一侧开始，依次扫描每个孔。当完成一行扫描后，电子束关闭并移至下一行的起始位置，然后开始该行的扫描。通过这种方式，电子束完成对整个准直器的扫描，71×71个孔在约60毫秒内被扫描八次。

图6. 标准重建图像。 我们的人体模拟体模的重建图像，显示带有碘化冠状动脉的心脏。该图像是在7英寸视野（FOV）和15帧/秒（fps）条件下获取，并在距X射线靶45 cm处重建单个平面。

图7. 多平面重建。 准直器与探测器之间不同重建平面的示意图。蓝色圆锥表示探测器图像如何反向投影到重建平面中。

图8. 所选层面的图像。 该图像是由32个层面组合而成。与图6不同，在图6中只有所选层面的血管处于焦点，而在此图中，所有血管均处于焦点。

图9. 均衡化滤波步骤。 当准直器被扫描时（上方），探测器接收到的计数率会根据物体的不透明度而变化（下方）。每个准直器孔最多被扫描八次（八次重扫描）。在第一次重扫描中，沿行从左开始依次点亮每个焦点位置，并测量每个孔的通量。在下一次重扫描中，照明过程从行的起始位置重复进行。对于每个焦点位置，其计数值将累加到先前的数值上。如果累计计数值超过预先设定的阈值，则在后续的重扫描中将不再对该孔进行照明。在当前的实现中，该过程离线执行，从而生成一个重扫描掩模，随后用于获取一幅均衡化的图像。

图10. 由均衡滤波算法生成的重扫描图。 该图像的每个像素代表准直器的一个焦斑，因此图像为71×71像素。每个像素的灰度值表示对应焦斑的重扫描次数，从零（黑色）到八（白色）。我们观察到图像右侧部分的重扫描次数非常低，因此这些焦斑中的每一个将仅被照射一次或两次。该区域对应于我们重建图像（图6）中的肺野区域，由于该区域X射线吸收率较低，图像几乎已达到饱和状态。

图11. 平面选择均衡化图像。 该图像是启用自适应曝光后重建算法的输出结果。该图像采用与标准图像（图8）相同的7英寸15帧/秒工作模式获取，但基于图10的扫描掩模启用了自适应曝光功能。图像在强度上更加均匀，因此血管的对比度更高，尤其是在较暗区域。在图像的右侧，肺野区域不再出现过饱和现象。

视频 1. SBDX 系统的动画演示。 SBDX 系统采用反向几何结构。一个大型扫描束X射线源照射到一个小型面积探测器上。患者位于远离探测器的位置。点击此处观看视频。

视频 2. X 射线的产生。 在每个焦点处，电子束撞击钨靶并产生 X 射线。准直器将 X 射线束聚焦至探测器方向。点击此处观看视频。

视频3. 图像重建动画。 该动画展示了利用探测器图像重建最终图像的过程。对于准直器的每个焦点位置（左下），相应的探测器图像（左上）被投影到待重建的平面（右图）。在此动画中，我们展示了三个位于距X射线源不同距离处的平面正在进行重建。点击此处观看视频。

视频 4. 平面选择。 SBDX 系统是一种断层合成成像系统。用户可选择需要重建和可视化的平面。点击此处观看视频。

视频 5. 多平面动画。 本视频展示了从准直器开始，随着距离增加而重建的不同平面。值得注意的是，碘化冠状动脉根据其物理位置的不同，会依次进入和移出焦点。 点击此处观看视频。

视频 6. 选定的三维平面动画。 重建焦平面的三维可视化。随着深度增加，焦平面的位移更加明显。点击此处观看视频。

讨论

我们证明了使用均衡化技术可以实现剂量节省。本文仅展示该技术的应用方法，而不讨论其对图像质量的影响。然而，需要强调的是，我们的目标是在均衡化图像中保持目标信噪比。其基本假设是，在非均衡化图像中，信噪比具有高度不均匀性。特别是肺野等明亮区域的信噪比高于完成诊断任务所需的水平。均衡化技术使我们能够降低这些区域的信噪比，同时维持图像较暗区域的信噪比。我们目前正在开展噪声测量研究以验证该方法。初步结果显示，在图像较暗区域保持等效信噪比的前提下，剂量节省可达约30%^{7, 8}。

均衡过滤的潜力已在科学文献中被认识多年。然而，迄今为止所有已发表的实现方法均涉及机械快门或滤光片，这在很大程度上限制了该方法的应用^9,10。本文中，我们证明均衡过程可基于完全电子化的方法实现，从而克服机械实现方式存在的问题。

在临床SBDX系统中，本文介绍的大多数步骤将由硬件实现，并在数据采集期间实时完成。均衡化算法将实时运行，默认显示的图像将经过均衡化处理。该算法将根据被成像对象、对象的运动状态以及机架位置的变化动态调整其参数。我们仍在持续改进该算法，未来还需进一步开发以实现其实时应用。