骨密度量值溯源系統設計研究

高明亮，李成偉，萬國慶，劉文麗

中國計量科學研究院 醫學與生物計量研究所，北京 100029

引言

骨密度（Bone Mineral Density，BMD）一般定義為單位體積內的骨礦含量（Bone Mineral Content，BMC），是診斷骨質疏松癥和評價骨折風險的重要指標。雙能X 射線骨密度儀（Dual Energy X-ray Absorptiometry，DEXA）通過測量兩種不同能量的X 射線穿透人體后吸收減弱結果并加以計算，降低或消除軟組織在射線吸收減弱中的貢獻，確定骨骼對X 射線的等效吸收，從而計算獲得相應骨骼的等效面密度（areal BMD，aBMD，單位：g/cm2）。由于DEXA 測量骨密度技術成熟、輻射劑量低、設備價格較低，其已廣泛分布于各級醫院并被世界衛生組織確定為骨質疏松診斷的金標準。雖然DEXA 已成為骨質疏松癥診斷的主流技術，但DEXA 測量結果的統一性和量值溯源問題尚未解決。在實際測量中，利用不同型號DEXA 或者不同醫生進行掃描，同一患者相同測量位置的骨密度值結果存在一定差異；不同廠商生產的DEXA 對同一病人的診斷結果也無法進行有效對比和驗證[1-2]。

針對上述問題，在中國計量科學研究院醫學與生物計量研究所承擔的國家質量基礎NQI 專項子課題“骨質疏松診斷設備計量溯源及中國人群骨密度數據平臺建立研究”中，研究團隊開展了相應了研究工作。面對DEXA主要依賴進口、缺少有效溯源路徑、DEXA 內置數據庫不完全符合中國人群生理特性等問題，本團隊開展了骨質疏松診斷設備計量溯源研究工作，嘗試建立相應計量檢測裝置，解決骨密度量值溯源問題，為臨床骨密度數據采集提供計量技術支撐[3-6]。

1 原理及方法

1.1 DEXA原理

DEXA 原理本質上為射線吸收衰減系數的測量，射線吸收減弱采用Lambert-Beer 定律進行計算，其公式為：

式(1) (2)中，I0為射線初始信號強度，I 為射線穿透人體減弱后的強度，l 為人體厚度，μ 為衰減系數[10]。

當l 為質量厚度時，l=t×ρ，t 為厚度（單位：cm），ρ為密度（單位：g/cm3）。DEXA 測得的骨密度值為平均面密度，即質量厚度。因此，骨密度值測量結果由骨礦含量與測量區域的厚度這兩個主要因素決定。

DEXA 利用人體組織對不同能量X 射線吸收減弱能力不同的原理，分別處理骨骼、肌肉等軟組織圖像數據，即利用肌肉等軟組織對低能量X 射線吸收減弱效果明顯、而對高能量X 射線減弱較少的現象強化骨骼部分圖像。采用公式(3)與(4)分別表征肌肉等軟組織和骨骼的質量與射線吸收減弱特性的關系[11]。

RB為骨骼低能量和高能量X 射線吸收后的質量衰減系數比值，即：

由于不同型號DEXA 采用的X 射線能量不盡相同、各生產商對質量衰減系數的計算處理方法不同、骨密度算法中存在一定固有缺陷，因此不同廠商DEXA 測得同一患者的骨密度值不具有可比性，骨密度亦無有效溯源路徑。

值得我們注意的是，在可再生能源行業發展初期，固定的上網電價有效地激勵了企業和投資者的信心，促進了可再生能源的發展。然而基于政府命令的補貼手段常常引起爭議，增加了用電企業和消費者的負擔，并且歐債危機后可再生能源補貼給財政困境的歐盟帶來較大壓力，因此，歐盟正逐步取消可再生能源補貼。這可能會導致歐盟投資者熱情下降，消費者減少可再生能源使用，最終導致可再生能源發展目標無法實現，而市場化驅動機制——可再生能源綠色電力證書交易制度(以下簡稱“綠證交易”)能降低取消補貼所帶來的不利影響。

1.2 骨密度溯源方法分析

1.2.1 質量衰減系數的理論數據不可用

質量衰減系數是重要的輻射劑量學參數，美國國家標準與技術研究院Hubbell 團隊專門從事質量衰減系數的測量研究工作并定期發布相應研究成果。歷經半個多世紀的發展，不同物質質量衰減系數的測量不確定度可達到或優于0.3%[12]。質量衰減系數的測量結果有嚴格的測量條件要求，即射線穿過物質后只有射線強度的減弱，而射線能量不發生變化——這就意味著此時物質對射線只有“單純的吸收，沒有散射或次級輻射”，或者“雖有散射粒子和次級粒子產生，但他們并不被記錄”[10]。一般來說，只有單能γ 射線在窄束減弱條件下能夠近似滿足上述要求。

然而在實際應用中，對于具有連續能譜的X 射線，其經物質減弱后的射線強度I 則不滿足單能窄束減弱條件。在寬束條件下，由于射線硬化和散射等因素的影響，射線強度I 由公式(7)描述。

公式(7)中，B 為積累因子，與X 射線的等效能量、穿透物質的厚度、射線與物質相互作用（如散射影響）等因素有關；Eeff為X 射線的等效能量。

如前文所述，已測定的質量衰減系數或者衰減系數一般在窄束減弱條件下獲得。一般實際應用中，由于射線硬化、散射等因素的影響，窄束減弱條件很難被滿足。因此，各DEXA 生產商需要根據自己的儀器結構設計進行計算過程中的合理簡化以及大量實驗擬合。故而，各廠商在骨密度計算過程中獲得的質量衰減系數不盡相同，也無法對各廠商的骨密度計算過程進行驗證。

1.2.2 相同密度材料測得的骨密度數值隨等效厚度變化

由于質量衰減系數與被測物質的密度、厚度相關，因此相同密度、不同厚度材料對應的骨密度值數值不同。DEXA 測量骨密度時，密度值的變化不是真實 密度變化，而反映的是射線穿透物質的等效厚度變化。根據實驗，對用相同密度材料制成外形尺寸相同、骨腔尺寸不同的模型骨密度值進行測量，測量結果明顯受到骨骼所占比例的影響。相似研究也證實，采用aBMD 表達骨密度值時被測骨骼的厚度并沒有得到修正，即使是真實密度相同的受試者，當他們的骨骼大小存在差異時，BMD 也會顯示差異[13]。骨骼較大、骨壁較厚者aBMD 值較高，而骨質疏松檢出率較低；骨骼較小且骨壁較薄者aBMD 值較低，而骨質疏松檢出率較高[13]。這些情況都說明aBMD 受骨壁厚度等影響較為明顯，其不能完全代表真實骨密度值。

1.2.3 DEXA測量骨密度結果的溯源技術

按照上述原理與分析，我們根據國際電工委員會IEC 60692 標準和中國國家標準GB13980-2008 的要求[14-15]，進行分析研究后認為：任何電離輻射密度計在經過合理標定后，都應對同一被測對象測量的測量結果在允許的誤差范圍內保持一致，對于雙能X 射線骨密度儀同樣如此。前人研究成果也證明了這一點，使用固定形態復現或提供能夠進行量值定值的骨密度模體，可以統一骨密度值測量結果[16]。而根據GB/T 13980-2008《電離輻射密度計》國家標準，通過已知密度的標準溶液或者標準固體樣品進行校準溯源，使用電離輻射密度計測量普通物質的密度，完全可以達到0.1%甚至更高的測量精度。盡管由于生理結構復雜多變，人體骨密度測量相比普通物質測量更加復雜，但是人體骨密度測量與普通物質測量相比并無本質區別[17-18]。

因此，對于一個確定的測量對象，任意DEXA 測得的骨密度值理論上在一定偏差范圍內應是一致的。由此可見，與電離輻射密度計類似，DEXA 可以通過標準骨密度模體進行校準溯源，以達到統一骨密度量值的目的。只要生產商根據其采用的X 射線能量條件并配合使用骨密度模體進行相應骨密度值的計算和修正，無論從理論還是應用角度實現DEXA 測量骨密度值的統一都是可行的。

與電離輻射密度計有所不同的是，電離輻射密度計校準所使用的標準溶液或標準固體樣品的密度可以通過其他密度測量方法精確得到，而如前所述，DEXA 測量得到的骨密度并不是嚴格意義上的物理密度，其與物理密度有關而又不等同于物理密度，因此骨密度模體的骨密度量值溯源需要通過準確測量物質減弱系數以計算出骨密度值的方法解決，因此我們研制了多能量X 射線骨密度模體校準裝置。其目的不僅要模擬各廠家的能量條件，還需要研究標準化的檢測條件，用以給骨密度模體嚴格的定值。

2 多能量X射線骨密度模體校準裝置的研制

基于上述骨密度量值溯源技術的可行性分析，項目組設計并研制了一套多能量X 射線骨密度模體校準裝置。該裝置的主要目標是用于對市面上各種骨密度模體進行骨密度值的校準檢測及量值溯源。其測量原理與一般的DEXA并無區別，都是利用射線的吸收減弱原理來獲得被測物體的各種信息，對本裝置來說，就是得到被測物的圖像與骨密度。為了研究不同的射線條件對骨密度值測量結果的影響，探索骨密度值與真實物理密度值之間的真實關系，并最終給出被測骨密度模體準確的骨密度值。因此本裝置設計思路就是研制一臺標準的骨密度模體測量裝置，以解決骨密度模體的量值溯源問題[19]。

在具體的設計上，多能量X 射線骨密度模體校準裝置采用錐形輻射束，可通過添加限束光闌模擬線束成像條件，額定電壓150 kV，工作電壓范圍60～140 kV，燈絲電流可調，系統穩定性優于1%。該裝置可采用不同組合的高壓切換模式，也可以使用釤過濾、鈰過濾模仿各種DEXA 產品的雙能量條件進行骨密度值測量[20]。該裝置結構原理如圖1 所示，主要包括X 射線管、高壓發生器、成像板、自動控制單元等組成。該裝置于2018 年底完成加工，并于2019 年進行安裝調試，具體的硬件實物安裝效果，見圖2。

圖1 多能量X射線骨密度模體校準裝置結構原理圖

圖2 多能量X射線骨密度模體校準裝置實物圖

該裝置的基本構成包括：診斷級X 射線機輻射源系統、平板面陣探測器、雙能量線陣列探測器、掃描定位控制系統、圖像處理系統以及定值校準用骨密度模體組。該裝置能夠實現如下功能。

（1）雙能量X 射線產生與控制。功能包括高壓的調整，DEXA 測量骨密度值時高壓自動切換，K 熒光過濾法產生雙能X 射線，自動進行X 射線機訓機，自動進行開機后空氣校準和探測器的歸一化處理，手動協助下進行水校準與骨密度值校準。

（2）掃描控制。功能包括自動定位、線陣列探測器的掃描控制、精細成像放大倍率設定與調整。

（3）圖像采集與處理。主要功能包括DR 圖像的數據采集及圖像重建，勾畫、復制圓形或矩形感興趣區域，顯示感興趣區域的信息（灰度值的最大值、最小值、平均值、感興趣區域的面積、統計噪聲標準差等），自動計算任意兩個灰度間的對比度；根據圖像的中心和四個固定對稱位置感興趣區域的灰度值，計算均勻性和噪聲標準差平均值；圖像的局部放大，手動設置改變窗寬（WW）、窗位（WL）；按照等灰度曲線自動勾畫目標物輪廓；手動輪廓勾畫、擦除和修改。

（4）aBMD 測量與計算。在上述圖像功能基礎上，根據公式和實驗擬合的數據庫計算骨密度值。主要功能包括DR 與雙能量減影成像，輪廓識別與自動勾畫功能，根據灰度（或吸收系數）計算骨骼或其他器官密度，給出骨骼的骨礦含量、投影面積、骨密度值。

3 初步的測試結果與分析

多能量X 射線骨密度模體校準裝置的軟硬件調試工作已初步完成，能夠采集DR 圖像并進行相應數據分析。因為最終的骨密度測量精度主要取決于射線穩定性，研究團隊對該裝置的射線穩定性進行了測試，使用的測試設備為經過校準的Raysafe X2 射線檢測裝置。在該裝置X 射線源開機穩定5 min后，將探頭放置于面陣成像版幾何中心處（此時SSD=1000 mm）進行測量。固定管電流為10 mA、出射線時長為2.0 s，分別在80、100 和120 kV 激發電壓下重復曝光10 次，記錄電壓、射線劑量、劑量率、曝光時間并計算標準偏差，測量結果如下表1～3。各參數的標準偏差即為其對應的測量重復性。由表1～3 中數據可知，所有參數的測量重復性均優于0.2%。

表1 激發電壓為80 kV時參數測量結果

表2 激發電壓為100 kV時參數測量結果

表3 激發電壓為120 kV時參數測量結果

4 總結與展望

上述測量結果均為原始值，尚未經過校準處理，初步的測試結果表明在常用條件下，電壓、射線劑量、劑量率D、曝光時間等參數的單次測量重復性最大值為0.11%。測試結果符合多能量X 射線骨密度模體校準裝置設計時提出的X 射線機短期穩定性、單次測量重復性好于1.0%的要求。同時，由于項目正在研究階段，大部分軟件功能尚未最終實現，大量的實驗測試工作也正在進行中，雖然初步的實驗結果表明設備完全滿足預期的技術指標，但是對于本項目的主要研究內容骨密度量值方面缺乏直接的數據支持，這也是我們下一步工作的主要內容之一。

另一方面，研究團隊設計并研發了可進行準確骨密度定值和溯源的骨密度定值模塊，多能量X 射線骨密度模體校準裝置可以利用這些定值模塊進行溯源。未來DEXA 測量骨密度的量值溯源鏈條為，利用本團隊研發的可進行準確骨密度值定值和溯源的骨密度定值模塊對多能量X 射線骨密度模體校準裝置進行骨密度值測量結果的溯源，用多能量X 射線骨密度模體校準裝置對市場在用的骨密度模體進行校準檢測，利用經校準檢測的骨密度模體對DEXA 進行校準檢測和量值溯源。通過實現并完善上述溯源鏈條，將能夠解決目前不同DEXA 測量同一患者獲得的結果不可比的問題，同時也可為骨質疏松癥臨床診斷結果互認提供技術支持[21-23]。