YY T 0590.1-2005 医用电气设备.数字X射线成像装置特性.第1部分 量子探测效率的测定.pdf

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1、ICS 11. 040. 50 C 43 中华人民共和国医药行业标准YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 : 2003 医用电气设备数字X射线成像装置特性第1部分:量子探测效率的测定Medical electrical equipment一Characteristics of digital X-ray imaging devices一Part 1: Determination of the detective quantum efficiency (lEC 62220-1: 2003 , IDT) 2005-12-07发布2006-12-01实施国家食品药品监督管理局

2、发布060714000002 YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 : 2003 目次前言.1 引言. II I 范围2 规范性引用文件.3 术语和定义.4 要求.34.1 操作条件.3 4.2 X射线装置34.3 辐射质量.3 4.4 试验器件.3 4.5 几何位置.4 4.6 辐照条件.6 5 未处理数据的校正.7 6 量子探测效率的测定.8 6.1 量子探测效率DQE(u，的定义和计算公式.8 6.2 用于评估的参数.8 6.3 从图像中测量各参数.9 7 符合性声明的格式.8 准确度.12 附录A(规范性附录)余辉效应的测量.13 附录B(规范性附录)术语已定义

3、术语的索引.附录c(资料性附录)输入噪声功率谱的计算.17 参考文献.18 图1试验器件.4 图2测量转换函数、噪声功率谱和MTF时，对数字影像装置进行曝光投照的几何设置. 5 图3ROI的排列分布四图4DQE，示范曲线，不同空气比释动能图A.1感兴趣区的定义.14 表1测量DQE所使用的辐射质量(YY/T0481)和相关参数.3 表2本部分指定使用的参数.8 表3测量结果表达格式. 12 YY/T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 :2003 前言YY/T 0590(医用电气设备数字X射线成像装置特性规定了数字X射线成像装置的特性。本部分是YY/T0590的第1部分，本部分与

4、IEC62220-1: 2003(医用电气设备-一一数字X射线成像装置特性一一第1部分:量子探测效率的测定的一致性程度为等同，主要差异如下:一一对原文中的一些编辑错误进行了修改(附录A第A.9章); 一一将一些适用于国际标准的表述改为适用于我国标准的表述;一一删除了国际标准的前言。本部分的附录A、附录B为规范性附录，附录C为资料性附录。本部分由国家食品药品监督管理局提出。本部分由全国医用X线设备及用具标准化分技术委员会归口。本部分主要起草单位:中国人民解放军总医院、辽宁省医疗器械产品质量监督检验所。本部分主要起草人:唐东生、陈勇。I YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1

5、 : 2003 51 擞字X射线成像装置在医疗诊断中的应用日渐增加并且将会广泛取代常规的(模拟的)成像装置诸如荧屏胶片系统或模拟x射线影像增强电视系统。因此定义描述这些数字X射线成像装置规定的成像性能的参数并规泡化所采用的测量程序成为必要。在科技界存在日趋一致的看法，即量子探测效率(DQE)是描述X射线成像设备成像性能的最适合的参数。DQE表示数字成像设备在把射线影像转换成数字影像时图像信噪比所保留的比率。在X线影像领域射线影像的噪声是与曝光剂量密切相关的，所以DQE的值同样也表达了数字影像设备对人射剂量的利用效率。注1:虽然DQE广泛应用于评判影像设备的性能，但这个物理参数与人眼睛的观测性能

6、之间的关系还不完全了解口.3J口。注2:标准IEC61212号规定X射线影像增强器在接近零空间频率时DQE的测量方法。其只针对X线影像增强器的光电器性能检测，不是针对成像特性，因此其测量的输出只是模拟的光学亮度，而不是数字信号。此外IEC61262-5规范了辐射源组件的使用，而本标准规范了检测时X射线管的使用。IEC61262-5的适用范围仅限于X射线影像增强器，与本部分的适用范围没有冲突。各制造商很早就广泛使用DQE来说明其设备的性能，一些管理机构如FDA也使用DQE这个指标作为市场准入条件。但由于目前还没有标准来规范测量条件和测量程序，因此不同来源的数据往往没有可比性。制定本部分的目的就是

7、为了规定数字X射线成像装置量子探测效率(DQE)的测量程序和符合性声明的格式。本部分所建议的DQE计算方法假定系统对不同能量的输入目标的响应是一样的5J。本部分的制定对制造商、用户、分销商和管理部门都是有益的。本部分可以被认为是描述擞字X射线成像装置所有相关参数系列标准的第1部分。1)方括号中的数字为参考书目号。E YY/T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 :2003 1 范围医用电气设备数字X射线成像装置特性第1部分:量子探测效率的测定YYjT 0590的本部分规定了鼓字X射线成像装置量子探测效率(DQE)的测定方法。在制造商规定的医疗应用范围内的工作条件下量子探测效率(D

8、QE)是照射量和空间频率的函数。本部分适用于那些产生用于医疗诊断的数字格式影像的数字X射线成像装置。本部分的适用范围限于用于单次曝光成像的戴字X射线撮影装置，例如CR系统、基于晒材料的成像系统，平板探测器，光学搞合CCD成像系统以及数字X射线影像增强器。本部分不适用于1一一乳腺摄影和牙科摄影用数字X射线成像装置;一一计算机体层摄影设备;一一对人体进行扫描成像的X线系统;一一动态成像设备(在该系统中一系列影像被采集到，例如透视和心脏成像)。上述设备不包括在本部分中是因为他们的许多参数(如辐射质量、几何关系、时间依赖性等)与常规的X射线摄影有很大区别，这些参数由已经完成的用于其他主题的各自的标准来

9、规范，如同IEC和ISO中对感光速度和对比度的单独规定。2 规范性引用文件下列文件中的条款通过YY0590本部分的引用而成为本部分的条款。凡是注日期的引用文件，其随后所有的修改单(不包括勘误的内容)或修订版均不造用于本部分，然而，鼓励根据本部分达成协议的各方研究是否可使用这些文件的最新版本。凡是不注日期的引用文件，其最新版本适用于本部分。GB 9706. 3-2000 医用电气设备第2部分:诊断X射线发生装置的高压发生器安全专用要求(idt IEC 60601-2-7 :1 998) YY jT 0063-2000 医用诊断X射线管组件焦点特性(idtIEC 60336: 1993) YY j

10、T 0481-2004 医用诊断X射线设备测定特性用辐射条件。EC61267 :1 994 , IDT) ISO 12232: 1998摄影电子静态图像相机一一ISO感光速度的测定IEC 60788: 1984 医用放射学一一-术语3 术语和定义下列术语和定义适用于YYjT0590的本部分。3. 1 中心轴central axis 与入射平面垂直且穿过入射野中心的直线3.2 转换函数conversion function 不同辐射剂量照射下，鼓字X射线成像装置原始图像大面积像素平均值与探测器输入表面辐射剂量Q(单位面积光子数)的对应曲线注1:Q值的计算可以通过将测量到的照射量，不包括反向的散射

11、，与表2中第2列的数值相乘获得。注2:照射量通常用空气比释动能代表。注3:许多计量实验室，如国家计量研究院等可以校准放射剂量测量仪表。I YY/T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 :2003 3.3 量子探测效率detective quantum efficiency DQE(u，的两个噪声功率谱CNPS)的比值函数，分子为输入到数字X线探测器表面的射线信号噪声功率谱，该射线应经过按照系统传递函数设定厚度的滤片才能到达探测器，分母为探测器输出原始图像数据的噪声功率谱注:为便于观看，经常把此二维的DQE曲面沿空间频率轴切一刀变成-维DQE曲线来发表。3.4 探测器装面detec

12、tor surface 最接近于带有所有保护部件的影像接收平面的区域。在适用的情况下，这些保护部件包括防散射滤线栅和自动曝光控制组件。它们可以安全的被移出辐射束而不会损伤数字X射线探测器3.5 数字X射线成像装置digital X-ray imaging device 包括数字X线探测器(包括安装的实际使用的各种保护层人放大器、数字电路和提供图像原始敛掘的计算机等装置3.6 影像矩阵image matrix 按直角坐标排列的各像素单元。3. 7 余辉效应lag effect 前一幅图像对当前图像的影响3.8 线性化数据Iinearized data 对原始数据按转换函搬进行逆变换注:线性换化数

13、据与曝光时间直接成正比。3.9 3. 10 3. 11 调制传递函数modulation transfer function MTF(u , v) 与空间频率u和u相关的调制系数，是一种复杂的光学传递函数噪声noise 偏离随机过程期望值的波动噪声功率谱noise power spectrum (NPS) W(u，的噪声协方差函数经傅立叶变换后的系数，噪声功率谱包含两维空间频率间隔，是两维频率的函数。注:在文献中，噪声功率谱经常被叫做Wienerspectrum(维纳波谱)，以纪念数学家NorbertWiener。3. 12 3.13 2 原始数据original data DN 可以进行本标

14、准需要的校正的来处理数据光子流量photon fluency YY/T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 :2003 Q 单位面积上光子通量的平均值3. 14 未处理数据raw data 直接从鼓字成像装置上读出的刚经过AD转换的像素数值，其没有经过任何软件校正处理3.15 空间频率spatial frequency U or v 重复的空间间隔的倒数，其单位也用长度的倒数表达4 要求4. 1 操作条件鼓字X射线成像装置应在制造商建议的条件下保存和使用。预热时间应按照制造商建议选择，使用条件应与临床应用要求一致，并在检测过程中保持稳定。设备操作的环境条件应与结果一并记录在检测报

15、告中。4.2 X射线装置对下述所有章节所描述的试验，应使用恒压高压发生器(GB9706.3)。其波纹百分率应不大于4。标称焦点值(YY/T0063)应不大于1.2。对每次实验曝光应使用经校准过的辅射仪检测，仪表的读数不确定度(覆盖系数2)2J应小于5%。注1:不确定度和覆盖系数是在IS0导则中定义用来表示测量不确定度的术语2J。注2:辐射仪的读数是空气比释动能，在许多国家的计量研究机构都能进行校准。4.3 辐射质量辐射质量应从YY/T0481规定的4种辐射质量中选择一个或多个(见表1)。如果只选择一个质量的射线，宜使用RQA50对于辐射质量的应用参见YY/T0481。注1:根据YY/T0481

16、，辐射质量是由半价层厚度和固定的附加滤片确定的，这需要从表1中的起始X射线管电压值开始，适当调整管电压，使其满足规定的半价层要求。表1测量DQE所使用的辐射质量(YY/T0481)和相关参数辐射质量近似的X射线管电压/kV半价层(HVL)/mm AI 附加滤片/mmAIRQA 3 50 4.0 10.0 RQA 5 70 7. 1 21. 0 RQA 7 90 9.1 30.0 RQA 9 120 11. 5 40.0 注2:附加的滤片是在X线球管固有滤片之外加上的滤片。注3:X线发生器低输出的能力可能不足，特别在使用RQA9质量的射线时，建议采用增加焦点到探测器表面距离的方法实现规定要求。4

17、.4 试验器件用于测定调制传递函鼓和余辉效应幅度的试验器件应由1mm厚的鸽板构成(纯度高于90%)，鸽板100 mm长，宽至少75mm。如果鸽板的纯度达不到要求，应相应增加其厚度。鸽板用做边沿试验器件。所以用于试验照射的边沿应仔细抛光并与板面成900。如果不使用增感屏直接把此边缘在胶片上曝光，胶片上图像边缘的起伏变化应小于5m。鸽板应固定在3mm厚的铅板上(见图1)。这种排布适合于从一个方向上测量数字X射线成像器件YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 : 2003 的调制传递函数。f 一一一一一一一-一! WO b - - -, lb c _ _ _.J 注:试验器件是

18、由1mm厚的鸽板(1)安装在3mm厚的铅板(2)上面构成。铅板尺寸:a:200 mm, d:70 mm, e :90 mm, f : 100 mm;鸽板尺寸:100 mm X 75 mm。测量MTF的区域为bXc，50 mm X 100 mm(图内长虚线表示的区域).X线照射到探测器的范围(短虚线)至少应达到160mm X 160 mm. 圈1试验器件4. 5 几何位置测量布局应符合图2所示的几何位置。图中的X射线设备按正常诊断应用时的同样方法设置。X射线管的有效焦点到探测器表面的距离应不小于1.5m。如果由于技术原因该距离无法达到1.5m或更长，可以选择一个较短的距离，但这个距离应在报告的结

19、果中明确地予以标明。试验器件直接放置在探测器表面。试验器件的边缘中心宜与X射线束的中心轴重合。偏离X射线束中心轴会降低测量到的MTFo可根据所测量的最大MTF值来确定X线照射中心轴。建议测量时把试验器件和X线辐射野都置于探测器中心，否则，应说明X射线野中心与试验器件的位置。按照图2的要求，光阑B1和附加滤片应靠近X线球管的焦点。光阑B2和B3最好也应使用，但如果可以保证不影响测量结果其也可以忽略。光阑B1和B2(如果存在)以及附加滤过板与X线焦点的相对位置应固定，光阑B3(如果存在)和探测器表面与焦点也要保持稳定的相对距离和位置。光阑B3(如果存在)是方形的，其距离探测器表面应为120mm，并

20、能保证X线辐射野面积可以达到160mm X 160 mm o 光阑的衰减特性应确保通过光阑的X线不会影响测量结果。光阑凹的孔径应足够大以确保X线半影区位于剂量监测探测器R1的敏感区以及光阑B2(如果使用)的孔径之外。剂量监测探测器用来监测X线发生器输出精度。如果监测探测器Rl的通透性很好，不会留下结构影像，其可放置在照射数字探测器的X线射野中;否则其应置于数字影像探测器的视野外。4 YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 : 2003 剂量监测探测器的精度(标准偏差1)应好于2%。剂量监测探测器的读数与曝光参数的关系应对所使用的不同X线质量进行校正(同样可参见4.6.2)

21、。为减少反向散射对测量读数的影响，剂量监测探测器距离其后方物体应有500mm以上的距离。注:剂量读数的校正与其距离所附加滤过板的位置和近焦点光阑光野的大小有关，所以这些因素在校正读数后就不能改变，否则应重新校正。所有相关测量包括测量数字探测器转换函数、噪声功率谱及MTF等都按照上述几何位置进行，使用相同的照射面积和探测区域。辐射野及探测区域的中心或其边缘位置应记录在测量报告中。在测量转换函戴和噪声功率谱时，应把试验器件拿开。B1 -监测探测器R1B2 1. 5 m min . B3 120 mm 注:测量转换函数和噪声功率谱时不需要试验器件。圄2测量转换函数、噪声功率谱和MTF时，对数字影像装

22、置进行曝光投照的几何设置5 YY /T 0590. t -2005/IEC 62220- t : 2003 4.6 辐照条件4.6.1 通用条件在进行任何测量以前，应对数字X线探测器进行校正，即所有操作应按照第5章进行校正。在整个测量过程中，不能对数字X线探测器进行重新校正。根据该数字X线探测器在临床实际应用的需要，选择合适的辐照水平。该辐射水平被称之为基准照射量，并且由设备制造商指明。同时还要至少选择另外两个辐射水平值，一个是基准照射量的3.2倍，另一个为基准照射量的1/3.2倍。在改变辐射水平的时候，不能够改变系统的设置(如改变信号增益等)。注1:高于和低于基准辐射水平的照射大概对应于幅常

23、规临床放射影像中的亮区和暗区的照射剂量。有时为了覆盖临床实际应用中不同的检查需要，须选择另一个附加的基准照射量。针对此附加的基准辐射水平，可以改变系统的设置，但在其测量过程中应保持设置参数不变。每次晦光不应有任何中断。改变辐射水平的大小可以通过改变X射线管球电流、曙光时间或者二者一同变化来实现。检测时的辐射水平和曝光时间应与机器实际临床应用条件相接近。同时应避免余辉现象(见4.6.3)。曝光条件应与结果同时声明(见第7章)。在改变曝光电流和时间时，应保证X钱质量不变。在应用最低的曝光剂量时有必要对X线质量进行检查。4.6.2 照射量测量探测器表面的照射量可使用相应的辐射仪表来测量。进行测量时应

24、把影像探测器拿开，把测量仪表放到影像探测器的位置上，并要仔细防止反向敢射的影响。该影像探测器表面位置的测量仪表读数与剂量监测探测器Rl的读数之间的关系应记录下来，在确定转换函数、噪声功率谱和调制传递函数MTF时，应通过剂量监测探测器Rl的测量读数来计算相应影像探测器表面位置的照射剂量。建议实际测量时每个点至少曝光5次，计算平均值以减少测量误差。注2:为减小反向散射的影响，可以在辐射探测器后450mm的位置放置一块厚度4mm的铅屏蔽，实践证明，在这种条件下，反向散射的影响可以降低到0.5%以下。如果铅屏蔽距离探测器的位置减小到250mm，则反向散射的影响不超过2.5%。如果无法把影像探测器从辐射

25、束中移开，可用距离平方反比定律来计算数字影像探测器表面的入射剂量。可以在焦点到数字影像探测器之间选几个不同位置进行测量，为避免探测器装面的反向散射等放射线的影响，建议测量仪表距离数字影像探测器表面距离应大于450mmo 在测量过程中如果剂量监测探测器Rl一直在工作，应画出监测探测器Rl读数与辐射探测器距焦点不同距离(d)时的读数之间的关系曲线:/监测探测器读数f(d) = AI v辐射探测器读数这个函数基本上是条线性曲线，随焦点到辐射探测器表面的距离rSID线性变化。做出这条曲线后，根据其延长线，只要知道焦点到辐射探测器表面的距离rSID通过剂量监测探测器测量的读数就可计算出影像探测器表面的人

26、射剂量。如果没有使用剂量监测探测器阳，就要利用辐射探测器读数平方根与到焦点距离的反比关系来计算实际影像探测器表面的照射剂量。注3:为避免反向散射的影响，测量剂量时可在影像探测器表面前放一块4mm厚的铅板。4.6.3 避免余辉效应余辉效应可能影响转换函敢和噪声功率谱的测量，因此其也能影响DQE的测量。余辉可产生两种干扰效应:加法效应(增加了测量偏离)和乘法效应(改变了信号增益)。对两种干扰效应的程度应认真考虑。6 YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 : 2003 为减少可能产生的余辉现象对测量结果的污染，应严格按照制造商规定的要求来操作设备，两次曝光间的最短间隔必须保持

27、。有关余辉效应的检测可参见附录A。注:下面的参数可影响余辉效应:与信号读出相关的曝光时间，前一幅残余影像的消除方法，从残像消除到再次曝光的时间，从影像读出到再次曝光的时间，或为了消除前次曝光的残余影像而插入的虚拟读出过程等。测试余辉效应，应用附录A中给出的试验程序。4.6.4 藐得转换函鼓的辐照数字影像设备的所有设置应与其他测量(如MTF)相同，按照图2所示的几何关系进行曝光，但在线束中无试验器件。应按照4.6.2的要求测量辐射水平。辐照剂量应从0到正常辐射水平的4倍来确定转换函数。转换函数中的所谓零剂量照射由全黑的图像来确定，X线影像的获取条件一样。最小的X线辐射水平不应超过常规标准辐射剂量

28、水平的1/50要获得转换函数曲线须进行多次不同剂量的曝光。如果只检查转换函戴的线性区域，只需在测定区段内均匀地划分5次曝光点就可确定。但要获得完整的转换函数，由于辐射水平范围较大，就应按照对数原则来确定曝光点，相邻曝光点的增量按对数计算(以10为底)不超过O.1。所有的辐照水平都应保持辐射质量是一致的，在最低的辐照水平需要对辐射质量进行检查。为保持辐射质量的一致，必要时可以适当增加焦点到探测器装商的距离。4.6.5 测定噪声功率谐的辐照测量噪声功率谱时，数字影像设备的设置应与其他需要照射试验器件的实验(如MTF)相同，按照图2所示的几何关系设置投照距离，但在线束中无试验错件，按照4.6.2的要

29、求测量辐射水平。X线照射光野范围是160mmX 160 mm，取其中心125mmX 125 mm的正方形面积内的数据来计算噪声功率谱和DQE。为准确计算噪声功率谱，需要至少4百万个独立的像素数据，可以从幅或多幅平坦视野的影像中采集这些像素数据。每幅影像在每个空间频率方向上的像素不得小于256。如果需要采集多幅影像，这些影像应以同样的辐射质量和空气比释动能获得。用于获得不同图像的辐照的标准偏差应小于均值的10%注:测量所需要的最小独立像素数量取决于要求的测量精度所必需的最少ROI。如果我们期望二维噪声功率谱的测量精度为5%，则最少需要960个ROI(重叠采集)，意味着给定的ROI可以提供1千6百

30、万个独立的像素数据。因此二维噪声功率谱随后还要集约处理为一维噪声功率谱，同样的精度可以把需要的像素数量减少到4百万。应注意相邻图像间应没有任何关联(余辉效应;见4.6.3)。曝光时不允许改变系统设置。需要测量三种不同曝光剂量(见4.6.1)的噪声功率谱z标准辐射剂量，标准辐射剂量X3.2，标准辐射剂量X(1/3.2)。4.6.6 辐射野中有试验器件的辐照辐照应按照图2所示的几何关系进行，试验器件直接放在数字影像探测器表面。试验器件在摆放时其测量边缘应与影像探测器像素矩阵的行或列的排列有一个夹角，该角在1.5。和30之间。注1:预采样法确定MTF有众多文章进行过阐述，该试验器件相对探测器像素矩阵

31、的行或列的倾斜方法与其他标准(lS015529和IS012233)相同。试验器件应与射线束的申心轴垂直，并且其测试边缘应尽可能靠近申心轴。注2:偏离理想设置会导致测量的MTF降低。对试验器件的辐照应进行两次，一次是沿像素矩阵的行摆放进行拍照，另一次是沿列摆放进行拍照。两次辅照间其他设置一律不能改变，如果位置发生改变，需重新进行调整。应选择三个辐照水平中的一个所获得的图像进行MTF测量(见4.6.1)。5 未处理数据的校正测量转换函数、噪声功率谐和MTF前，可以对未处理数据进行线性化或者与图像无关的校正。如:7 YY/T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 :2003 一一未处理数

32、据中坏的或失效的像素可以像常规临床使用中那样用适当数据代替。一一平面视野校正还包括: 辐射野的不均匀性校正; 个别像素的数据偏移校正，以及; 个别像素的增益校正。它们可按常规临床使用中的方法进行。二一几何失真校正可按常规临床使用中的方法进行。注:有一些探测器由于物理结构原因需要进行线性化校正，当这些处理是线性的并不影响图像质量时，可以允许进行。6 量子探测效率的测定6. 1 量子探测效率DQE(u，的的定义和计算公式依赖空间频率的DQE(u，v)计算公式定义如式(1):2/_ _， Win(U ,V) DQE(u ,v) = G2MTF2(u，v)一-一-一(1 ) Wout (U ,V) 该

33、公式的来源见Handbookof Medical lmaging 1 (公式2.153)4J。在本部分中，数字X射线成像装置输出图像的噪声功率谱Wout(U , v)和调和j传递函敝MTF(u，v)应用线性化后的数据进行计算。原始数据的线性化是通过转换函敛计算的(见6.3.1)，并表达成单位面积上的光子数。式(1)中空间频率为零时的增益G也是转换函数的一部分，不需要另外测量。因此在本部分中，计算依赖空间频率的DQE(u，v)实际计算公式为:? / , Win(u ,v) DQE(u,v) = MTP (u ,v) T一一一一一一( 2 ) Wout(u ,v) 式中zMTF(u，v)一一一擞字

34、X射线成像装置的预采样的调制传递函数，根据6.3.3测定;Wm(u，v)一在探测器输入褒商辐射野的噪声功率谱，测量方法见6.2;WOut(u，v)一一-数字X射线成像装置输出图像的噪声功率谱，详细测量方法见6.3.2。6.2 用于评估的参数测量DQE时，输入的噪声功率谱Wm(u，v)可按式(3)计算:Win(u ,v) = K. oSNRm2 式中:K. -测量到的空气比释动能，单位为微戈(Gy); ( 3 ) SNRn2-一单位空气比释动能信噪比的平方，单位为毫米平方微戈分之一1/(mm2Gy汀，具体数值见表2中的第2列。表2中SNRn2的值应用于本部分。表2本部分指定使用的参数辐射质量SN

35、R;n/l/( mmGy)J No. RQA 3 21759 RQA 5 30174 RQA 7 32362 RQA 9 31077 计算SNRn2相关的背景信息见附录C。8 YY/T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 :2003 6.3 从固像申测量备参数6.3. 1 敢据的线性化原始数据的线性化是通过转换函数逆变换对每个像素计算的。转换函数是输出的原始数据对输入的单位面积接受的量子数的函数，线性化后数据的单位为单位面积接受的辐射量子数。注:对于已经线性化过的转换函数，数据的线性化可以简化为与转换系数的相乘。转换函数是由根据4.6.4产生的图像测定的。数据的计算是取辐照野中心

36、100X100矩阵区域内像素值进行平均。每个像素值应该是原始数据，也就是只经过第5章中所允许的校正，而没有进行过其他优化处理的数据。这个平均数对应输入信号所画的曲线就是转换函鼓，输入信号是单位面积上接受的辐射光子数Q，Q是通过人射空气比释动能乘以表2第2列上的数值计算得到。实验数据绘图时应建立模拟函数，如果假定转换函敏是线性的(按照4.6.4只进行了5次曝光)，应只拟合出一个线性函数。所拟合的函数应满足以下要求:一一一最终的R2二三0.99并且;任何试验数据与模拟函数偏差不得大于2%。6.3.2 噪声功率谱(NPS)戴字X线成像装置输出的噪声功率谱Wout(u，v)应从按照4.6.5产生的图像

37、上测量。把数字X线影像探测器均匀曝光的区域约125mmX 125 mm的面积划分为许多正方形的小区域，叫做感兴趣区(ROD。每个ROI应包括256X256像素矩阵用于独立计算噪声功率谱。各ROI之间应相互重叠128个像囊，如图3所示。在整个分析区域内，左上角的256X 256矩阵为第一个ROI，向右平移128个像素建立第二个ROI，其与第一个间有50%的重叠，如此重复一直到右侧边缘，建立一条水平带。然后向下方移动128个像素从左到右建立第二条水平带，重复上述步骤直到125mmX 125 mm的面积被上述ROI所覆盖。如果要去掉图像不均匀性的影响，可以根据整幅图像建立一个二维的二阶多项式S(xy

38、，)，在进行频谱计算时，线性化的数据减去此多项式S(x;, y ,) (见式的。不使用任何窗口函数，对所有ROI进行二维傅立叶变换。本部分计算噪声功率谱所使用的二维傅立叶变换公式4是从Handbookof Medical lmaging 1 4J 中的方程3.44演化来的:y u 十z u nr X Y QU Y Z mZ问mZH M2叫A-6 一岛-M U U W . ( 4 ) 式中z.x.y一一水平和垂直方向的像素间隔;M-ROIs的数量;l(x; , YJ)一一一线性化的数据;S(x y，)一一可选的拟合二维的二阶多项式。噪声功率谱的均值为所有ROI噪声功率谱的累加平均。为将二维噪声功

39、率谱转换为一维频率函数，沿行和列取15排数据。可分别取轴两侧各7行或7列坐标数据(总数达到14，但不含轴上的数据)进行数学平均。每个点的空间频率以其到坐标原点的距离为准进行计算。数据的平滑处理应用这14行或列上点的数据进行平均，计算时取空间频率范围落在f-f川f运f+fint (fint:频率间隔)间点的数值进行运算并做记录(见第7章要求)。9 第一水平带H一一一一_n l-一一何必主寄:YY /T 0590. 1-2005/IEC 62220-1 : 2003 T-n-f一nl2 第二水平带注:如圈，ROI的尺寸n=256。ROI的排列分布图3fint的定义为:f一0.01-m一像素间距(m

40、m)注:进行累加处理，频率间隔取决于像素的大小。无论像素大小，应保证使用频率非常接近的点的数据进行处理，以获得相同的计算精度。噪声功率谱的密度量纲是单位二维空间频率内(长度间隔的平方)线性化的鼓掘的平方，单位为长度平方的倒数。为了评估量化效应对噪声功率谱的影响，可以对用于计算功率谱的原始数据的偏差进行核算。如果偏差大于0.25(见ISO12232的6.2.5)，量化噪声可以忽略。如果偏差小于0.25，此数据就不适合用于t十算噪声功率谱。注:通常原始数据的偏差都大于量化间隔的1/4，但如果量化的比特数太少，则像素间的偏差就可能很小。进行量化误差计算(例如1/12)时，可以假定模拟信号幅度是均匀分

41、布在整个量化范围内的。如果噪声功率谱是沿对角线(与水平和垂直轴呈45。角)进行一维化处理和平均，其采样和处理方法与上面所述相同，只是运算时包含对角线上的数据。可取相邻轴上的数据进行平均处理以提高NPS的计算精度。6. 3.3 调制传递函数MTF的测定预采样MTF的确定需要在像素矩阵的行和列这相互垂直的两个方向上分别进行。确定MTF需要使用全长度的边缘扩散函数(ESF)，测量ROI如图l所示。整数N表示沿着黑白影像边缘横向覆盖边缘的线数(如行或列)，线的间隔为一个像素。有多种方法来确定N，一种是根据模体边缘与像素矩阵的行或列的夹角来计算N，N= Cl/tan) ，取最接近的整数。注:根据的范围，

42、N大概在20至40之间。跨越边缘的N线(行或列)上的线性化像素数据用来产生过采样的边缘剖面函数(或ESF)。第一条线的第一个像素值为过采样ESF的第-个数据点，第二条线的第一个像素值为第二个数据点，第NYY IT 0590. 1-2005/ IEC 62220-1 : 2003 条线的第一个像素值为第N个数据点。重复此数据排列过程，如第一条线的第二个像素值为第(N十1)个点，第二条线的第二个像素值为第(N+2)个点等等。采样距离假设是恒定的，设定为像素间隔.x除以N，即ESF(xn)，其中Xn=n(.x/N)。过采样ESF通过使用-l，O，lJ或一0.5，0，0.5J运算核进行卷积运算展开为线

43、扩展函数LSF。这种有限元差分算法产生的频率平滑效应可以进行校正因。对这个线扩展函数进行傅立叶变换，变换后傅立叶函数各频率的系数就是MTF。用MTF零频率的幅度进行归一化处理。由于像素距离是沿着行或列的方向计算而不是与边缘方向垂直，所以频率轴刻度可以用刻度指数Cl/cos)校正。注:就是不用l!co回来校正频率轴刻度，频率误差也，O.1%。对MTF进行平均处理，要用其他组覆盖边缘连续排列的N条线重复上述运算。对于有噪声的图像，可以用此方法来平均所有边缘扩展函数，然后用平均处理后的ESF来计算MTF。计算得出得MTF频率函数应记录在报告中(见第7章要求)。对每个频率间隔fin，mm-1周围的数据应进行平均处理(f-fint二ff+fint见6.3.2)。7 符合性声明的格式在表述量子探测效率DQE时，下面参数需要说明:-一所使