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0431-81702023
光学工程
上海光源 犡 射线成像及其应用研究进展

摘要 作为具有国际先进水平的第三代同步辐射光源,上海光源的 X射线亮度比普通 X光管高12~16个量级,基于它的 X射线成像具有高空间分辨、高衬度分辨和快时间分辨的特点,同步辐射 X 射线可对样品实现原位、无损、高分辨、三维和动态成像,而且可以实现相位衬度成像,从而将 X 射线成像的应用领域拓展到软组织、聚合物等低犣材料。自2009年正式向用户开放以来,上海光源已在生物医学、材料科学、古生物学、土壤学等领域取得了一大批重要研究成果。为更好地支持用户,上海光源 X射线成像组在定量成像、CT 成像、快速 CT 重构等成像方法学领域开展了较为全面、系统的研究,大幅提高了实验效率和对不同样品的适应性。本文简要介绍了上海光源 X 射线成像方法学发展及相关应用研究进展。

关键词 X射线光学;X射线成像;同步辐射

1 引 言

      1895年11月8日,德国著名物理学家威廉·康拉德·伦琴在进行阴极射线的实验时,观察到放在射线管附近涂有氰亚铂酸钡的屏上发出的微光,即为现在广为人知的 X 射线或伦琴射线[1]。X 射线被发现后,首先被用到医学诊断上,第二年就提出了用于治疗的设想。由于 X 射线的波长比可见光短得多,利用它成像可以达到的理论分辨率要比可见光高几个量级;另外,X 射线具有很强的穿透性,可以对非透明的厚样品内部结构进行无损成像,这在医疗诊断等无损检测领域有很好的应用。X射线医疗影像技术以及其他相关 X 射线成像技术迅速地发展起来,已成为医学、生物学及材料科学中不可或缺的诊断工具[2-3]。

      近年来,随着第三代同步辐射(SR)光源的广泛使用,X射线光源的特性得到了极大的改善[4],这不仅使传统的成像方法得到了显著改善,而且为新的X射线成像方法的诞生创造了条件。SR 丰富了 X射线成像的衬度机制,除传统的吸收衬度外,还有相位衬度、化学衬度、元素衬度、磁二色衬度等,大幅拓展了 X射线成像的应用领域,如生物医学、考古、地球物理、纳米科学和电子工业等。基于相位衬度的相衬成像方法主要有干涉法[5]、衍射增强法[6]、光栅微分法[7]和同轴法[8],他们测定的信息分别为相位、相位一阶微分、相位一阶微分和相位二阶微分(拉普拉斯变化)。对于弱吸收样品,相衬成像方法能获得比传统吸收成像高很多的衬度,而且基于相衬成像方 法 的 定 量 信 息 提 取 技 术 也 得 到 了 广 泛 的 研究[9-11]。第三代同步辐射的高亮度和高相干性,使得动态研究成为可能,如2003年 Science第一次报道了昆虫的呼吸全过程[12],时 间 分 辨 可 达 几 个 毫秒。另一个重要成像手段显微断层成像(μCT)也得到飞速的发展,三维空间分辨率可达微米乃至纳米量级。SRμCT 由于同步辐射光源具有高单色性,能消除普通 X光管 CT 的射线硬化效应,更精确地定量重建出样品的线性吸收系数;同时能在高分辨率下实现高速数据采集等。第三代同步辐射的插入件辐射是目前SRμCT 的理想光源,单色 X 射线的使用还有助于消除赝像,同时减小样品的辐射剂量,这对生物医学样品研究显得尤为重要。SRμCT 现已成为中能或高能第三代同步辐射装置上的重点发展技术,近些年高时间分辨的 SRμCT 也得到了广泛的关注。X射线成像已成为同步辐射领域的一项主流技术,国际上如 APS、Spring8、ESRF、SLS和国内的北京光源、合肥同步辐射和上海光源等同步辐射装置都建有专门用于 X射线成像的线站。

      上海同步辐射装置(简称上海光源:SSRF)是一台第三代中能同步辐射装置,它是迄今为止我国最大的大科学装置,在科学界和工业界有着广泛的应用 价 值。X 射 线 成 像 与 生 物 医 学 应 用 线 站(BL13W1)是上海光源首批建造的7条光束线站之一。该线站于2009年5月6号建成并向用户开放。截至 2012 年 底,BL13W1 已 经 向 用 户 提 供 超 过13900h的实验机时,执行了470份实验申请,用户实验超过2000人次,在国内外学术刊物上发表论文110多篇。线站基于原位动态成像和显微 CT 等成像手段,已在生物医学、材料、古生物、考古、土壤等众多研究领域取得了显著成果。动态成像方面,利用微米分辨 X 射线动态成像研究动物脑血管灌注情况,解决了 Netrin1基因治疗脑缺血时基因功能性难题[13];利用 X 射线的强穿透性和相位衬度,实现了合金凝固过程中枝晶生长过程的动态观测,解决了以 往 工 艺 条 件 改 变 研 究 合 金 性 能 的 黑 箱 问题[14-16]。显微 CT 应用方面,肿瘤三维定量成像信息为 TIEG1基因抑制微米级肿瘤新生血管的形成提供了直接依据[17];可原位研究多孔磷酸钙/镁等生物医学工程材料对骨缺损修复的促进作用及其自身的可降解性[18-19];利用相衬显微 CT 验证了皮肤胶原蛋白模板的假说[20]。结合动态成像和显微 CT技术,实现了微波陶瓷烧结过程的动态观测[21]。在古生物领域,同步辐射 X 射线相衬显微 CT 解决了透射电镜只能观测化石表面信息的不足,实现了古生物胚胎、早期节肢动物等内部三维结构的亚微米分辨成像[22]。此外,在土壤孔隙的三维团聚结构,页岩气(油)显微结构定量分析,发动机燃油喷雾动态成像等方面也取得了重要研究成果[23-25]。

      为满足不同学科领域用户研究的需求,上海光源 X射线成像组在 X 射线成像方法学研究方面进行了持续的研究和探索,在 X 射线定量成像、显微CT 成像、CT 快速重构、三维 CT 数据定量分析等方面取得了一系列的成果。本文将从成像方法学及相关应用两个方面,介绍上海光源 X 射线成像组的最新研究进展。

2 方法学研究

      上海光源 X射线成像组开展了多种 X 射线成像方法学研究,主要有同轴相位衬度成像(ILPCI)相位恢复研究[26-33]、X 射线荧光 CT[34-35]、相干 X射线衍射成像[36-37]、X 射线螺旋显微 CT[38]、X 射线 K 边 减 影 成 像[39] 和 CT 快 速 重 建 软 件 开发[40-41]。

2.1 同轴相位衬度成像相位恢复研究

      ILPCI利用 X 射线透过样品的相位信息对样品成像,该方法具有装置简单(如图1所示)、对光源相干 性 要 求 低、成 像 直 观 且 分 辨 率 高 等 优 点[42]。ILPCI方法特别适合对生物软组织、高分子聚合材料等低犣 样品成像,自问世以来得到了快速发展,尤其在生物医学、材料科学、环境科学、植物学、考古学等诸多领域都有广阔的发展空间[43]。ILPCI虽然是利用样品的相位信息成像,但如不经过相位恢复技术,ILPCI得到的是样品的边缘增强图像,只能用于定性研究[42]。相位恢复能从ILPCI采集到的图像重构出样品相位信息并用于定量研究,受到研究人员的广泛关注[9-11]。ILPCI结合 CT 技术,即 X射线同轴相位衬度 CT[44](ILPCT),能够获得生物软组织、聚合物、纤维混合物等低 犣 样品的内部微细结构,是一种无损的三维立体检测方法。上海光源 X 射线成像组对ILPCI单距相位恢复算法和多距相位恢复算法都开展了相关研究。

2.1.1 基于单幅成像的相位恢复算法

       一般来说,相位恢复方法需要至少两个不同物像距的ILPCT 投影数据[9-11],这样增加了数据采集时间及处理难度,更重要的是增加了样品所受到的辐射剂量。对于生物活体样品,样品所受的辐射剂量是直接影响实验可行性的参数,辐射剂量越小对生物活体样品实验越有利。如果能采用单距ILPCT 数 据 进 行 相 位 恢 复,将 会 解 决 上 述 问题[28,45-48]。在单距相位恢复算法中,由 Bronnikov算法[49] 改 进 而 来 modified Bronnikovalgorithm(MBA)[45]算法简单直接,结合拉东变换和滤波反投影原理,可以直接从单距ILPCT 数据中重建样品的三维相位信息。但是,其吸收信息校正因子α计算是通过模拟和实验相结合来确定的,即每换个样品就要重新确定α,相对比较麻烦。由此,上海光源 X射线成像组将低犣 元素样品具有的相位 吸收二重性(PAD)与 MBA 算法相结合,通过模拟和实验相结合,提 出 了 一 个 简 单 的 吸 收 信 息 校 正 因 子 α= 1 πελ狕[26],该因子同时考虑ILPCT 的波长λ、物像距狕和样品相位 吸收二重性ε(ε=δ/β,δ为相位因子,β为 吸 收 因 子)的 影 响。相 位 吸 收 二 重 性MBA 算法(PADMBA)[26-27]即为采用吸收信息校正因子α的 MBA 算法。

     通过实验数据验证PADMBA算法,样品为多聚物混合样品,由聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)棒材(直径 Φ ≈1mm,长 度犔=2 mm)、交 联 聚 苯 乙 烯(polystyrene)棒材(Φ≈1.6mm)和尼龙(nylon)棒材(Φ≈1.6 mm)组 成。实 验 参 数 为:光 子 能 量 为18keV,成像距离为0.2m,CCD 探测器有效像素尺寸为3.7μm。图2为多聚物棒材混合样品采用PADMBA 算法的重构切片及其直方图,从图中可以很清楚地看到三个样品以及背景的各自分布峰,其分布情况与实际情况一致,峰值由小到大依次为交联聚苯乙烯、尼龙和 PMMA 棒材。

2.1.2 基于两幅图像的相位恢复算法

       单距离相位恢复方法由于其算法稳定性高,实验与数据处理快捷方便等优点已经在诸多领域得到广泛应用[46-47,50],然而,当将它应用于如骨头、血管等复杂且精度要求高的样品时,就会表现出一定的局限性。相反,多距离相位恢复方法可以显著提高相位恢复精度[51-52],但也相应地增大了样品所受的辐射剂量以及算法复杂度和数据处理难度[53-54]。相比于这些方法,两距离相位恢复是一种很好的折中方法,它不仅能适当提高定量恢复精度,而且可以有效减小数据处理时间和辐射剂量。然而,两个成像距离狕1 和狕2 的优化选择是决定两距离相位恢复方法使用效率和恢复精度的关键因素。

      基于Born近似相位恢复算法[46],选用具有均匀组分和密度的尼龙纤维作为样品,光子能量15keV,进行系统 地 模 拟 研 究 和 实 验 研 究。实 验 在 上 海 光 源BL13W1线站进行。通过引入均方根误差(RMSE)[46]和频谱相关度(SCD)[55]来分别衡量相位恢复精度和两相衬像之间的频谱相似性。在0~600cm之间以步长10cm采集多幅相衬像,然后从中选择两个距离进行相位恢复,根据RMSE和SCD指标总结出达到最高精度的两距离优化选择方法[30]。

      结果显示,固定狕1 不变,在狕2 =3狕1 时 RMSE最小,精度最高,如图 3 所 示,距 离狕1 分 别 为 50,100,120,150cm。此时两幅相衬像的 SCD 存在极大值,并随着距离狕2 的增大呈现出经典的阻尼振荡变化,如图4所示。除此之外,距离狕1 的选择也会对恢复结果产生重要的影响。这从图3和图4也可以看出,不同狕1 时 RMSE 大小和 SCD 振荡趋势不同。当样品尺寸、X 射线波长以及探测器分辨率等参数确定后,就可以确定一个最优化的距离狕1。这就说明,用于相位恢复的两幅相衬像之间不仅要具有良好的频谱相关性,而且要互补(频域内互补以覆盖更多的频域成分)以获取更高的相位恢复精度。两距离相位恢复优化方法的 RMSE小于0.08,在辐射剂量和恢复精度两方面取得很好的平衡。

2.2 X射线荧光 CT

       基于同步辐射的 X 射线荧光 CT(XFCT)是和透射 X射线 CT 互补的一种发射型 CT 成像技术,通过测量元素的特征 X 射线荧光,结合 X 射线 CT重建算法,重建非放射性元素(如铜、铁等)在样品内部的三维分布,具有高空间分辨和高灵敏度等特点,是一种无损的元素成像技术。国际上主要同步辐射装置如 ESRF[56]、APS[57]、Spring8[58]、NSLS[59]等都建有 X射线荧光 CT 成像系统,目前该方法已应用 于 多 个 领 域 的 研 究,并 取 得 了 较 好 的 研 究 成果[57,59-60]。上海光源 BL13W1线站已在2009年建立 X 射 线 荧 光 CT 实 验 装 置,并 对 用 户 开放[34-35,61]。图5为上海光源 BL13W1线站 X 射线荧光 CT 装置示意图。

    目前 X射线荧光CT 最大的问题就是数据采集速度较慢,为了实现快速 XFCT 成像,本课题组从图像重建角度寻找一种理想的 XFCT 成像算法,既具有高的图像重建质量,又可以减少对投影数据量的 需 求。 受 单 光 子 发 射 计 算 机 断 层 成 像 术(SPECT)重建算法相关研究结果的启发,将有序子集期望值最大化(OSEM)算法应用到了 XFCT 重建中。OSEM 是正电子发射断层成像术(PET)和SPECT 中常见的重建算法,它以统计理论为基础,具有很高的重建精度,又可以在采样数据不满足奈奎斯特采样条件时,给出比较理想的重建结果。以SD大鼠硬化肝为样品,对其内部的 Zn元素分布进行了重建。实验时入射单色光能量为12keV,样品处光斑大小为100μm×500μm,单幅荧光谱获取时间为3s。角度采样间隔分别为2°和6°,扫描范围为0°~180°,固定投影角下,平动数目为23次。Δθ=6°时的数据采集时间约为 Δθ=2°时的1/3。图6给出了纤维化肝脏的透射 CT 图像及Zn元素分布图。结果表明,在相同投影条件时,OSEM 算法比滤波反投影重建(FBP)算法具有伪影小、不易发生模糊现象并且受样品吸收效应影响小的优点。随着角度采样间隔 Δθ的增加,OSEM 算法的图像质量下降比 FBP慢,因此,OSEM 算法是一种理想的 XFCT重建算法,它可以在保持较理想图像重建精度的同时大大减少所需的投影数据量,有效地缩短了 XFCT 成像过程,有助于进一步实现快速 XFCT成像[61]。

2.3 相干 X射线衍射成像

        相干 X 射线衍射成像(CDI)[62]是一种新型衍射显微术,它可以获得非结晶样品的高分辨率三维结构信息。CDI方法利用“过采样”采集样品的远场相干衍射图样,结合相位重建迭代算法重建物空间样品信息,能够实现晶体或者非晶样品的高分辨成像[63-66](目前最好的分辨率可达到5nm 左右[67]),而且可以获得样品内部的三维结构信息。CDI方法另外一个独特优势是可以得到样品内部绝对电子密度信息,进而得到质量密度的三维分布[68]。 

      CDI的一个关键步骤是相位重建,而相位重建的收敛速度和精度受到若干因素的影响,比如过采样比、边界约束条件、信噪比等。利用混合输入输出算法(HIO)[69],通过对不同过采样比情况下重建过程收敛曲线的分析,发现存在一个最有利于相位重建的过采样比区域,如图7(a)所示,从收敛速度上可以容 易 地 判 断,最 佳 过 采 样 比 区 域 在 3~7 之间[36],这为相干 X射线衍射成像实验及后续重建中过采样比的选择提供了参考。实验中往往会选择较大的过采样比,相位重建之前通过像素融合以提高衍射图样的信噪比,同时控制融合的程度将过采样比调整到最优化区域,以获得最快的收敛速度。

      对于衍射图样被大强度噪声污染情况下的降噪与重建问题,包括对随机噪声、椒盐噪声以及混合噪声的降噪及重建问题,通过模拟研究表明[37],利用传统的降噪方法效果不佳甚至失效。通过研究不同噪声的特点,改进了原有的降噪方法,找到了适合相干 X射线衍射成像对大强度噪声降噪的有效方法。以随机噪声为例,如图7(b)所示,传统的降噪方法是直接减去暗场背景,但是由于噪声的随机性,直接减背景后部分像素点的误差反而增大,最终导