Пространственное разрешение составляет до 0,5 мм.
Полупроводниковые матричные детекторы рентгеновского излучения
Детекторы на основе кремниевых и германиевых полупроводников характеризуются высоким разрешением по энергии. Для образования в них электрон-дырочной пары необходима энергия, равная всего лишь нескольким электрон-вольтам; при полном насыщении полупроводник начинает функционировать наподобие твердотельной ионизационной камеры и имеет весьма высокую эффективность при детектировании каждой электрон-дырочной пары. При этом в высокочистом германии (при температуре жидкого азота) и в кремнии (при комнатной температуре) можно добиться разрешения по энергии приблизительно 600 эВ несколько килоэлектронвольт соответственно.
Последние разработки позволили создать координатно-чувствительные кремниевые детекторы с пространственным разрешением 2,5 лн/мм [разрешение 0,2 мм].
Четкость на практике определяется пространственным разрешением, которое сообщает сколько деталей или линий (л/мм) можно различить; например в 1мм (единица измерения лп/мм). Обычно используют следующие величины:
20 лп/мм (пленка);
10 лп/мм (нормальная комбинация экран-пленка);
1-2 лп/мм (УРИ-ТВ, магнитная камера);
1 лп/мм ( КТ или УЗ устройство);
0,5 лп/мм (гамма-камера).
Получение цифровых изображений
Формирование цифрового изображения осуществляется оцифровкой анализируемого параметра (интенсивности свечения экрана, величины тока детектора и т.п.) в процессе регистрации. Реже оцифровка производится с уже записанных в аналоговой форме изображений, т.е. с твердых копий изображения объекта, например с рентгенограмм. В первом случае говорят об интерактивной (взаимодействующей) обработке информации, во втором – об ................ (отделенной от тверди). Несомненно, интерактивный способ предпочтителен, т.к. любое предшествующее формирование изображение ведет к утрате части первоначальной информации вследствие несовершенства приемного устройства ( в нашем примере малой динамической широты рентгеновской пленки).
Поскольку сам принцип растрового характера изображения в первом и втором случае идентичен, то рассмотрим для наглядности процесс оцифровки аналогового изображения – рентгенограммы (рис.1АД). Если уровень затемненности вдоль проходящей поперек аналогового изображения линии измерять денситометром, как на рис.1А, то результатом
8
будет кривая линия. Если полученную кривую разделить на равные части, для каждой части можно рассчитать среднюю плотность и поставить соответствующее числовое значение. Средние плотности показаны на рис. 1В, а соответствующие числовые значения – на рис. 1С. После того как вся поверхность рентгенограммы будет разбита на линии и измерена денситометром, аналоговое изображение можно преобразовать в так называемое цифровое (дигитальное) изображение (рис. 2С), представляющее собой матрицу (двухмерную карту) цифровых величин.
Расстояние между линиями и размер формирующих каждую линию равных частей определяют разрешение цифрового изображения . Четырехугольник с высотой, равной расстоянию между двумя линиями, и шириной, равной одному шагу вдоль линии, называют элементом изображения, или пикселом (сокращение от picture element). Каждый пиксел имеет в матрице свои пространственные координаты (ряд и колонку), аналогичные расположенному в теле пациента соответствующего ему элементарному объему, который называется воксел (volume element). Таким образом, пациент состоит из вокселов, а цифровое изображение – из пикселов.
Цифровое изображение по своей природе адаптировано к компьютерной технике. В ней информация о параметрах выражается в цифровой, двоичной, бинарной (от лат. binarius – двойной) системе. Бинарную единицу называют бит (bit [bit] кусочек). Бит имеет только два значения – ноль и единица, что отражает наличие электрического сигнала в системе только в двух состояниях: «есть-нет» или двух состояниях напряжения: «высокое-низкое».
Вся информация в двоичной цифровой системе кодируется комбинацией нулей и единиц. При переводе цифр десятичной системы счисления, которой мы пользуемся в двоичную систему, которая применяется в ЭВМ, т.е. в систему, в которой каждое число выражается при помощи лишь двух цифр 0 и 1, потребуется большое количество разрядов (цифромест). Так на рис. 1Д представлено 16 уровней затемненности. В двоичной цифровой системе это может быть передано четырьмя битами, четырьмя знакоместами, комбинацией четырех знаков из нулей и единиц, т.е. основанием два в четвертой степени (2 =2·2·2·2=16).
Восемь бит (двоичных единиц) используется как единица количества информации и носит название байт (от англ. byte [bait] кусок). В большинстве случаев байт формирует один символ (букву, цифру, специальный символ, включая все знаки клавиатуры с которой вводится информация оператором). Применительно к рассматриваемой задаче – передача уровней затемненности, 8-битный пиксел (байтная система формирования пиксела) передает 2 =256 вариантов оттенков, т.е. уровней серой шкалы в диапазоне между черным и белым.
Аналого-цифровое преобразование
Информация об изображении, передаваемая электронными или оптическими средствами в пределах радиологической установки, радиологического отделения или между различными отделами, посылается в аналоговой форме посредством электрического тока или оптического сигнала различной интенсивности, подобно изображенному на рис. 1А. Изображение может также передаваться в виде показанных на рис. 1Д цифровых сигналов.
Поскольку цифровые сигналы имеют бинарный характер, т.е. состоят из отдельных энергетических состояний, их называют пошаговыми, прерывными (дискретными) в отличии от постоянно изменяющихся, аналоговых, непрерывных.
Преобразование сигналов в цифровую форму происходит в аналого-цифровом преобразователе (АЦП). Чтобы представить передаваемую цифровую информацию на мониторе, т.е. преобразовать цифровой сигнал в аналоговый, необходим цифро-аналоговый преобразователь (ЦАП).
Таким образом, в АЦП происходит кодирование аналогового сигнала изображения в череду цифр для создания цифрового образа изображения. ЦАП осуществляет декодирование, превращение цифрового образа в аналоговый, видимое на дисплее или на твердой копии – отпечатке.
Все медицинские изображения в лучевой диагностике могут существовать в двух вариантах: 1) в нефиксированном виде – на экране дисплея, на магнитных носителях (лентах, жестких дисках, оптических дисках, компакт-дисках, дискетах); 2) в виде твердых копий – отпечатков на бумаге, термобумаге, фотобумаге, поляроидной фотобумаге, а также
9
рентгеновской пленке. На рентгеновскую пленку электронные изображения записываются с помощью лазерных печатающих устройств (принтеров).
Пространственное и плотностное разрешение
Наиболее важным аспектом качества изображения является разрешение или разрешающая способность . Часто используется такой показатель, как число пар линий на миллиметр, которое может различить глаз при определенных условиях. Однако это определение действительно только для аналоговых изображений лн/мм. На цифровых изображениях невозможно различить детали меньше одного пиксела. Такой тип разрешения называют пространственным разрешением (сравните рис. 2а, 2в,рис. 8-2).
Изображение обычно формируется из числа пикселов, пропорционального двум. В методах лучевой диагностики используются матрицы на 32´32, 64´64, 128´128, 256´256, 512´512, 1024´1024 или 2048´2048 пикселов. Реально возможное разрешение лимитируется разрешающей способностью приемника и разрешающей способностью системы отображения.
Разрешение по контрастности в цифровых изображениях зависит от числа возможных градаций серого в диапазоне от черного до белого; зачастую оно лучше, чем у аналоговых изображений.
Система визуализации (отображения)
Матричные изображения формируются на растровом дисплее, аналогично тому, как это происходит в телевизионных приемниках, т.е. путем сканирования электронным лучем по строкам 30 раз в 1с. Таким образом создается режим восприятия изображения в реальном времени.
Для создания матричного изображения применяется специальный дисплейный процессор, который через систему связи (интерфейс) подключен к основной ЭВМ. Память дисплейного процессора организована в виде матрицы, каждому из элементов которой соответствует свой определенный участок экрана дисплея. Подобная элементарная единица матричного изображения, которой соответствует адресуемый участок памяти ипредставляет пиксел – элемент картины.
Таким образом, вся площадь растрового экрана дисплея представляет собой матрицу – совокупность пикселов. В лучевой диагностике экранная площадь дисплея может формироваться в виде матрицы от 32´32 до 1024´1280 соответственно пространственной разрешающей способности системы отображения.
Каждый пиксел изображения формируется в памяти дисплейного процессора различным числом бит – от 2 до 16. Чем большим количеством бит информации представлен каждый пиксел изображения, тем богаче изображение по своим зрительским свойствам и тем больше оно содержит информации об исследуемом объекте. Так, 6-битный пиксел, используемый чаще всего в ультразвуковой диагностике, содержит 2 =64 оттенка серого цвета (от черного до белого).
В радионуклидной диагностике используется преимущественно 8-битный пиксел (байтная система формирования пиксела), в нем 2 =256 вариантов оценок, т.е. уровней серой шкалы. Нетрудно подсчитать, что матричное изображение 128´128 пиксел требует 16384 байт памяти или более 16 килобайт, что эквивалентно объему памяти для записи 8 страниц текста.
Более совершенные системы радионуклидной диагностики имею изображение 512´512 пиксел. Для формирования таких образов нужно соответственно при 8-битном пикселе около 256 Кбайт памяти компьютера. Увеличение объема адресуемой памяти неизбежно приводит к снижению скорости обмена информацией, что сопровождается увеличением времени, необходимого для построения каждого кадра изображения. Поэтому мелкие растры (512´512, 1024´1024) применяют преимущественно для получения статических изображений с высоким пространственным разрешением, т.е. в диагностике очаговых изменений в органах, тогда как крупные растры (128´128, 256´256) используют главным образом для динамических исследований.
Цветные дисплеи, применяемые в радионуклидной диагностике и термографии, требуют для своей работы память компьютера в три раза большую, чем черно-белые, по количеству основных цветов – красный, синий, зеленый. Понятно, что для реализации такой задачи нужны мощные компьютеры с хорошо организованным программным обеспечением.
10
В компьютерной томографии используют 2-байтные пикселы, которые содержат 2 =65 576 оттенков серого. При размере матрицы 512´512 на получение одной компьютерной томограммы затрачивается около 412 Кбайт памяти компьютера. Приблизительно такой же объем памяти необходим для получения одной МР-томограммы.
В дигитальных способах рентгеноскопии и рентгенографии применяется мелкий растр, матрица 1024´1024. Изображение с таким пространственным разрешением и байтным разрешением по контрастности, т.е. изображение из миллиона восьмибитных пикселов практически немногим отличимо от обычного полутонового аналогового изображения. Для получения такого дигитального рентгеновского изображения при байтном разрешении по плотности нужно свыше 1-го мегабайт компьютерной памяти. Еще больший объем памяти (свыше 2 Мбайт) необходим для построения одного кадра в дигитальной субтракционной ангиографии – компьютеризированном контрастном рентгенологическом исследовании сосудов.
Если определить пространственное разрешение обычной полноформатной рентгеновской пленки, то его можно сравнить с цифровым изображением с разрешением 4096´4096 пикселов. Такое пространственное разрешение используется при маммографии. В этом случае размер пиксела составляет примерно 0,05´0,05 мм. Такое пространственное разрешение при наличии дисплея с соответствующей характеристикой несомненно отвечает ныне действующим требованиям, предъявляемым к разрешению 10 пар линий/мм, которое может быть достигнуто с существующими материалами.
Области применения и преимущества цифровых систем.
Сфера применения цифровой рентгенографии в последующем будет расширяться, она постепенно будет замещать обычную рентгенографию. Это определяется рядом особенностей и преимуществ дигитальной радиологии:
1. Дигитальная рентгенография не требует дорогостоящей рентгеновской пленки и фотопроцесса. Она отличается быстродействием.
2. Возможность снижения лучевой нагрузки на пациента. Если в обычной рентгенологии доза облучения зависит от чувсвительности приемника изображения и динамического диапазона пленки, то в цифровой рентгенографии оба эти показателя могут оказаться несущественными. Снижения дозы можно достичь установкой экспозиции, при которой поддерживается требуемый уровень шума в изображении. Так при цифровой флюороскопии детальное изучение морфологических признаков возможно на стоп-кадре, а функциональных – на кинофлюорограммах в процессе самого исследования. Так, например, созданное фирмой «Сименс» устройство «Политрон» с матрицей 1024´1024 позволяет добиться отношения «сигнал-шум», равного 6000:1. Это обеспечивает выполнение не только рентгенографии, но и рентгеноскопии с высоким качеством изображения.
3. Увеличение информационного содержания материала. По пространственному разрешению цифровое изображение хуже обычного аналогового рентгеновского изображения. Это компенсируется природой цифровой технологии и заложенным в ней потенциалом.
3.1.В настоящее время изучаются методы интерактивной интерпретации и автоматического анализа изображений. Цель – увеличение точности диагностики (рис.5).
3.2.Улучшение разрешения по контрастности с помощью варьирования шкалы контрастности на мониторе. При цифровой рентгенографии для соотношения
11
цифрового значения каждого пиксела с тем или иным оттенком серого в воспроизводимом изображении используются специальные таблицы воспроизведения (рис. 8-5). Таблица переводит цифровые значения серой шкалы в показатели плотности или яркость свечения электронно-лучевой трубки или лазерного принтера. Это улучшает просмотр изображения на мониторе или распечатку его на выходном устройстве (лазерном принтере). Изменение ширины «окна» меняет контрастность окончательного изображения, а изменение уровня «окна» - его яркость. Рассмотрим использование уровня (яркости) и ширины «окна» (контрастности) в процессе оценки на мониторе КТ- или МР-изображений (рис. 4 A-F).
3.3.Наиболее важным применением цифровой обработки является, по-видимому, субтракционный метод визуализации ( вычитание изображений). Рентгенолог может не заметить мелких деталей в изображении, которые система отображает, или пропустить слабоконтрастную структуру, видимую на фоне шумов изображения, из-за сложного строения окружающих (или сверхлежащих) тканей. Субтракционный метод в рентгенографии позволяет устранить большую часть паразитарной фоновой структуры и тем самым увеличить вероятность выявления важных деталей на рентгенограмме. Метод цифровой (дигитальной) субтракционной ангиографии (ЦСА) успешно используется для визуализации кровеносных сосудов после внутривенного или внутриартериального введения рентгеноконтрастного вещества. Изображение представляющей интерес области получают до введения контрастного вещества и используют как маску для вычитания из изображений, показывающих прохождение контрастного вещества по кровеносным сосудам. То есть снимок до инъекции фотографически конвертируется таким образом, что черное становится белым и наоборот, а затем совмещается со снимком после инъекции, в результате чего наблюдается только сосудистая система. Безусловно, данную процедуру быстрее и проще осуществлять электронным путем, используя компьютер. Целые последовательности кинокадров фона могут вычитаться из движущихся, заполненных контрастным веществом структур, таких как коронарные артерии бьющегося сердца. Зачастую вычитание осуществляется в масштабе реального времени, в процессе записи инъекции контрастного вещества. Преимущество компьютеризации в том, что при легком смещении изображений до и после инъекции, вследствие движения, можно автоматически находить оптимальную для вычитания ориентацию этих изображений. Компьютерную томографию можно рассматривать как частный случай метода субтракционной рентгенографии, в котором из обычных проекционных изображений устраняется информация о вышележащих структурах. Другим примером субтракционного метода является двухэнергетическая рентгеногрфия, в которой два изображения получают на различных длинах волн рентгеновского излучения. Затем можно получить раздельные изображения мягких тканей и костей.
3.4.Манипуляции с изображением:
а) инверсия изображения;
б) увеличение изображения или отдельного фрагмента;
в) усиление контуров;
г) выравнивание контрастности;
д) радиологические измерения: расстояния, углов, площадей.
Возможности осуществления математических операций с цифровыми изображениями в большей или меньшей степени неограниченны. Выравнивание контрастности объясняется необходимостью оценки в равной степени структур, расположенных как в очень темных, так и в очень светлых областях первоначального изображения.
Используемые для операций с изображениями методы математически основываются на перерасчете каждого пиксела, базируясь на значениях окружающих пикселов.
12
4. Архивирование цифровых изображений.
Достижения компьютерной техники сделали возможным хранить большое количество цифровых изображений, даже если для этого необходимы большие объемы памяти. Цифровое изображение можно записывать на магнитном или оптическом диске или магнитной ленте. Для уменьшения требуемых размеров хранилищ цифровые изображения обычно сжимают. Появление цифровых систем изображения предоставляет новые возможности управления изображениями и информацией. Например, значительно облегчается, по сравнению с традиционными архивами рентгенограмм, хранение и извлечение диагностических изображений из электронного архива (на оптических дисках). Значительно снижается и возможность утери или неправильного размещения конкретного изображения. Более того, один и тот же снимок может одновременно просматриваться в различных подразделениях больницы, значительно облегчается консультирование снимков.
5. Отделение цифровой радиологии. Отделение цифровой радиологии, использующее только цифровые изображения и мониторы, должно обладать разветвленной или кольцевой сетью, соединяющей все задействованные функциональные элементы. Такими элементами являются: 1) системы получения изображений; 2) рабочие станции для обработки изображений; 3) архивы; 4) централизованная или децентрализованная компьютерная система.
6. Система Передачи и Хранения Изображений (СПХИ). Picture Archiving and Communication System (PACS). Цифровое изображение можно передавать по электронным цепям, используя компьютерные сети. Подобная компьютерная система хранения и обработки изображений носит название СПХИ. В случае полностью разработанных систем СПХИ диагностические конференции, обсуждения случаев проводятся по изображениям на экране, а не по снимкам. В переходный период аналоговые снимки и выводимые на экраны изображения часто сосуществуют, и оба варианта могут использоваться во время обсуждений.
7. Телерадиология. Цифровые системы позволяют также передавать изображения на дальние расстояния, в частности из удаленных медицинских учреждений первичного звена в центральные. Новейшие телерадиологические системы подключаются к архивам, видеокамере или к лазерному дигитайзеру, который переводит аналоговое изображение в цифровую форму и записывает в отдельную телерадиологическую память. Такая способность передавать изображение в любое место, куда это необходимо, делает дигитальные системы особенно привлекательными.
Словарь
Аналогия (греч. analogia – соответствие, сходство) сходство предметов (явлений, процессов) в каких-либо свойствах.
Апостериорный (apo (прист.) отделение от чего-нибудь, удаление, отставание, прекращение) sterina – orum, u/pl, stereos – твердый).
Байт ( от англ. byte [bait] кусок) единица количества информации из 8 бит.
Бит ( англ. bit, от binary – двоичный и digit – знак), то же, что двоичная единица.
13
Дефлектор
8-09-2015, 21:17