核医学/双能吸收测定法基础物理

介绍

这是一本名为核医学基础物理的维基教科书的正在开发的章节。

双能射线照相术是一种成像技术，可以用来消除射线照相中的骨骼信息，从而显示仅显示组织的图像。或者，该技术可以用来产生相反的效果，即消除组织信息，并生成仅显示骨骼的图像。后一种选择理想情况下允许评估骨密度的指标。下面将首先介绍该技术的理论背景，并以讨论双能X射线吸收测定法 (DEXA) 为导向。

双能射线照相术

双能成像基于利用组织和骨骼在不同X射线能量下的衰减差异 - 请参见下图

软组织和皮质骨的质量衰减系数的能量依赖性 - 改编自ICRU 报告 46。

它通常涉及在两种X射线能量下获取图像，并处理这些图像以抑制骨骼或组织信息。一个简单的数学模型假设使用单能辐射且未检测到散射辐射，因此，通过骨骼和组织区域的透射辐射强度，在低X射线能量下获取并在对数变换后，由下式给出

I_lo = μ_tlo x_t + μ_blo x_b ,

其中

• μ_tlo 是组织在低X射线能量下的线性衰减系数;
• x_t 是组织厚度;
• μ_blo 是骨骼在低X射线能量下的线性衰减系数; 以及
• x_b 是骨骼厚度。

类似地，在较高X射线能量下获取的相同区域图像的透射辐射强度由下式给出

I_hi = μ_thi x_t + μ_bhi x_b ,

其中

• μ_thi 是组织在较高X射线能量下的线性衰减系数; 以及
• μ_bhi 是骨骼在较高X射线能量下的线性衰减系数。

当这些图像乘以单独的加权因子k_lo 和k_hi，并将结果组合形成合成图像时，输出图像由下式给出

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)

这表明可以通过将x_t 的系数设置为零来实现组织消除，即

k_lo μ_tlo + k_hi μ_thi = 0 .

因此，

k_lo μ_tlo = - k_hi μ_thi ,

以及

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

这表明当上述方程式(1) 中的加权因子比率选择等于两种X射线能量下组织衰减系数比率的负值时，组织可以从合成图像中消除。类似的方法可用于通过将方程式(1) 中的x_b 系数设置为零来导致骨骼消除。

这种图像数据处理形式在下图中说明

双能图像：顶部一行显示低能和高能胸部射线照相，在能量处理结果之上。

图的左上角显示了以 56 kVp 获取的胸部射线照相。这被称为低能图像。右上角显示了同一患者胸部以高能量 (120 kVp) 获取的射线照相，并过滤了 1 毫米铜。底部一行显示了双能处理的结果。左下角显示了减去骨骼的图像，右下角显示了减去组织的图像。请注意，减去组织的图像表明患者左肺中的病变是钙化结节，因为它没有出现在减去骨骼的图像中。

射线照相影像接收器

射线照相中至少有三种新技术，它们比传统的屏片影像接收器具有许多优势。为了支持我们对双能成像的处理 - 以及我们对本维基教科书的另一章节中平面图像的配准和融合的考虑，下面将概述这些技术。

• 计算机射线照相 (CR)

这种记录投影射线照相的方法基于利用氟卤化钡化合物的可光激发发光特性。荧光粉被叠加在影像板上，当影像板安装在暗盒中时，它用于代替传统射线照相中使用的胶片/屏暗盒。影像板有时被称为存储磷光体，因为它在辐射照射后存储潜像，可以随后使用读出设备进行扫描 - 如下图所示

生成计算机射线照相图像所涉及的曝光、读出和擦除阶段的图示。

该图显示了左上角的辐射曝光，暗盒放置在患者前方以记录投影图像。然后将暗盒放置在读出设备中（按照蓝色的向下箭头！），在那里它被激光束扫描以将潜像数字化。然后可以将暗盒通过暴露于强烈的白炽光（上图右上角）来擦除任何残留的潜像信息，从而为再次使用做好准备。

读出阶段在我们的下一张图中显示得更详细

生成计算机射线照相图像所涉及的读出过程的图示。

该图说明了用于扫描影像板的一种机制，其中一束窄激光束照射旋转镜，使其在板上扫描单行。然后移动影像板，以便扫描激光束可以读取潜像信息的下一行。

潜像通过可光激发磷光体中的辐射吸收过程形成，其中电子被撞击到更高的能级，在那里它们保持直到以后使用红色激光束刺激它们返回基态 - 类似于热致发光，其中使用光而不是热。电子发射蓝光 - 称为可光激发发光 (PSL) - 当它们返回基态时，光量与辐射曝光量成正比。

计算机射线照相（黑线）具有出色的线性度和动态范围的图示，胶片/屏影像接收器（红线）不具备此特性。

发射的光被光导管引导，如上图所示，以便可以使用光电倍增管 (PMT) 测量其强度。PMT 的输出使用模数转换器 (ADC) 进行数字化，然后应用计算机处理。

计算机射线照相 (CR) 比传统方法的主要优势之一是它具有出色的线性度和动态范围，如该图所示。图的左侧的纵轴指的是 CR 板的响应，而右侧指的是胶片/屏系统。可以看到，胶片/屏响应（红色曲线）包含可以生成射线照相胶片的曝光不足和曝光过度的区域。这两个区域之间的线性区域被理想地用于记录患者的图像。请注意，等效于此线性区域的曝光范围远小于 CR 技术提供的范围，即它的动态范围 (在摄影中也称为曝光宽容度) 更小。

这里需要理解的关键点是，CR 图像呈现的数据是照射到盒式磁带上辐射照射模式的优良记录。它们不包含过度曝光和/或曝光不足的区域，而这是胶片/增感屏放射影像的常见现象。在高 (或低) 透射率区域内，辨别能力得到提高，因此，例如，在静脉肾盂造影 (IVP) 中，肾结石可以很容易地显示在充满对比剂的肾盂中。请注意，CR 的动态范围相当广，并且通常在后期处理模式中应用对比度增强技术来“窗口”图像数据，以便能够辨别感兴趣的特定特征。以下显示了 CR 图像的示例。

左侧是患者胸部同一 CR 图像，使用对比度增强显示，右侧是未经处理的图像。请注意，在处理后的图像中，肺野内的对比度更高。

这种线性、宽动态范围特性也是数字放射影像接收器的共同特征。

• 数字放射影像 (DR)

近年来，人们对开发用于数字放射影像的平板图像接收器进行了大量研究。这项研究已经从开发用于便携式电脑等应用的主动矩阵液晶平板显示器 (AMLCD) 开始。AMLCD 的基础技术是一种称为主动矩阵阵列的大面积集成电路，该阵列由数百万个相同的半导体元件组成，这些元件沉积在基底材料上。增感屏或与这种主动矩阵阵列耦合的光电导体构成了平板 X 射线图像接收器的基础。

这种接收器在下面的图中得到了说明，其中主动矩阵阵列和相关的电子电路安装在设备中，该设备取代了屏-胶片放射影像中的 X 射线盒式磁带。

主动矩阵阵列及其相关的电子电路 (左侧) 的示意图，该电路安装在图像接收器内部，并连接到数字图像处理器和图像显示设备，以及 3 x 3 像素部分的主动矩阵阵列 (右侧)，显示了与每个像素相关的开关、开关控制和前置放大器电路以及连接导线。

已经构造了高达 43 cm x 43 cm 的阵列尺寸，具有超过 900 万个像素（像素尺寸约为 150 μm）。阵列的操作由数字图像处理器控制，该处理器还存储和显示生成的图像。

该操作在上图的右侧面板中得到了更详细的说明。阵列的每个像素都具有一个开关 (通常由薄膜晶体管 制成)，该开关以允许阵列中一行中的所有开关同时操作的方式连接到开关控制电路。每个像素的输出与各个前置放大器在列中连接。

在 X 射线曝光期间，所有开关都保持关闭状态。在曝光后，第一行的开关打开，每个像素的信号被前置放大器放大，在模数转换器 (ADC) 中数字化，并存储在数字图像处理器的图像内存中。然后这些开关关闭，第二行的开关打开以获取来自第二行像素的信号。对整个阵列重复此过程，以便以顺序的、逐行的方式获取图像。

研究开发导致了两种截然不同的数字接收器类型。

• 间接图像接收器

间接接收器基于将荧光屏耦合到主动矩阵阵列。已经使用 Gd₂O₂S:Tb 和 CsI:Tl 等磷光体，并且在 X 射线相互作用后产生的光由由光电探测器组成的像素阵列检测 - 请参见下图。

间接平板图像接收器的横截面图，显示了安装在玻璃基底上的三个像素。

每个光电探测器会产生与照射到其上的光量成正比的电荷，并且该电荷存储起来，直到由开关控制电路读出。检测过程被称为间接检测，因为检测到的 X 射线首先被转换为光，然后被转换为电荷。

• 直接图像接收器

直接接收器基于将光电导体耦合到主动矩阵阵列。已经使用非晶硒 (a-Se) 等光电导体，并且在 X 射线相互作用后产生的电荷由由电极和电容器组成的像素阵列检测 - 请参见下图。

直接平板图像接收器的横截面图，显示了安装在玻璃基底上的三个像素。

此电荷存储在每个电容器中，直到由电子开关电路读出。光电导体需要使用表面电极施加约 5,000 伏的电压，以便可以将产生的电荷吸引到像素电极。正在研究用于此应用的其他光电导体包括 PbI₂、PbO、TlBr 和 CdTe。

非晶硒 (a-Se) 的光电导特性已经为人所知多年，并已广泛应用于复印机、传真机和激光打印机设备中。这种直接成像技术是从静电放射影像发展而来的，静电放射影像是一种在多年前流行的医学成像技术，主要用于软组织成像。在这里，X 射线在光电导体中的吸收导致电荷分布的变化，反映了局部 X 射线吸收，即潜像以非晶硒板表面上的电荷分布来记录。使潜像可见的方法包括

• 将带电的墨粉颗粒喷洒到板上，并将该图像转移到纸上；
• 使用电荷传感器 (例如静电计) 扫描板，并将输出数字化以存储在计算机内存中。

墨粉方法是最初的静电放射影像系统采用的方法，目前已不再广泛应用于临床，主要原因是胶片-增感屏技术的进步。扫描静电计方法已应用于使用 Philips Thoravision 系统对胸部进行临床成像。这涉及使用沉积在圆柱体上的非晶硒层。潜像记录在该层的表面上，然后该滚筒绕过一排细小的静电计。相比之下，直接图像接收器使用与二维像素大小电极阵列紧密接触的非晶硒层，正如我们在上面所见。

平板图像接收器的重要设计特征包括像素尺寸和填充因子。像素尺寸无疑会影响空间分辨率，典型的尺寸为 100-200 μm。填充因子是指像素区域中对图像信号敏感的百分比 - 无论是电荷还是光子。考虑到需要容纳输入开关信号和输出图像信号的导体 (约 10 μm 宽)，以及每个像素中的薄膜晶体管，它永远不会达到 100%。

数字图像处理技术通常应用于获取的图像，然后才能显示它们。这些技术包括对数变换，用于校正指数 X 射线衰减，以及对比度增强，用于优化显示的灰度值。其他数字处理技术对于克服与单个图像接收器的制造过程相关的限制也是必要的。这些包括平面场 (即均匀性) 校正，用于克服空间灵敏度变化，以及中值滤波，用于消除缺陷像素的影响。

间接和直接图像接收器的优点声称包括与光激发磷光体类似的大的线性动态范围，以及与胶片-增感屏和光激发磷光体系统相比，优越的调制传递函数 (MTF) 和探测量子效率 (DQE)。这种接收器目前 (即 2006 年) 正被主要的医学成像公司引入，它们的临床应用很可能在未来几年成为重要特征。

最后需要注意的是，CR 和 DR 接收器都可以用于双能放射影像，具体配置如下：

• 两次曝光：在患者运动不是问题的情况下，使用两次独立的曝光；以及

• 一次曝光：其中，两个成像板通过滤光片分隔，安装在双能盒式磁带中，以记录前板上的低能量图像和另一个板上的高能量图像。

双能 X 射线吸收测定 (DEXA)

该技术的起源是核医学程序，其中使用两种伽马射线能量的透射率来确定骨矿物质密度。该程序被称为双光子吸收测定法，通常使用¹⁵³Gd 同位素，该同位素发射 44 和 100 keV 的伽马射线。由于光子通量和实际考虑方面的限制，放射性源已在 DEXA 技术中被X 射线管 (XRT) 取代 - 就像扫描放射性同位素源在 SPECT 成像中被 XRT 取代以进行衰减校正一样。这种方法已在临床应用中得到广泛应用，用于评估和监测骨质疏松症，并且在准确性、精确度和辐射剂量方面已超过主要替代技术，即定量计算机断层扫描 (QCT)。

为了产生合适的X射线能量，已经开发了两种常见的方法。第一种方法是在图像采集过程中快速切换电压和滤波器，例如从 70 kVp 和 4 mm 铝滤波器切换到 140 kVp 并添加 3 mm 铜滤波器。第二种方法使用单一 X 射线能量和两种不同的滤波器，例如 80 kVp，分别使用无额外滤波和一个铈或钐滤波器。铈的K吸收边在 40.4 keV，钐的K吸收边在 46.8 keV，两种材料都会产生比无滤波光谱更硬的束流。

DEXA 技术通常包括安装在 C 型臂上的 X 射线管和闪烁探测器（参见下图），使患者暴露于以直线方式扫描的铅笔状 X 射线束。

DEXA 扫描装置示意图。

带床下 X 射线管和铅笔束探测器的 DEXA 扫描装置。

铅笔束用于减少散射辐射的检测，闪烁探测器通常由钨酸镉 (CdWO₄)或碘化钠 (NaI(Tl)) 闪烁体与光电倍增管耦合组成。滤波器组件用于在适当的时间间隔内将滤波器和校准标准切换进出铅笔束。这种方法的扫描时间大约为 2 到 5 分钟，具体取决于检查内容，在使用扇形 X 射线束和探测器阵列的第二代仪器中，扫描时间会缩短。通过在第二代设备中扫描时让 C 型臂绕患者旋转，可以形成 CT 图像。闪烁探测器的输出被馈送到计算机进行双能数据处理和图像显示。可以从图像数据中推导出许多身体成分参数，例如骨矿物质密度和软组织成分.