Общие принципы визуализации медицинских изображений
Человек, желая заглянуть в невидимое, использует все возможные виды физических полей. Стремление врачей сделать тело пациента «прозрачным» привело к столь бурному развитию техники получения изображений в «невидимых» лучах, что можно надеяться, в недалеком будущем эта мечта о полной «прозрачности» пациента станет в медицине реальностью.
Наиболее широко для визуализации непрозрачных и недоступных прямому наблюдению анатомических органов и систем используются электромагнитные излучения. В настоящее время известны электромагнитные излучения с длиной волны от десятимиллиардных долей миллиметра до сотен километров.
От сотен километров до нескольких мм простирается область радиоволн. Из этого диапазона в медицинской интроскопии освоили СВЧ-поля (f = 3–30 ГГц, А,=0,1–10 см), с помощью которых осуществляется радиовидение.
От 1 мм до 0,78 мкм расположена область инфракрасных волн и теплового излучения. Источником последнего является любое тело с температурой, отличной от абсолютного нуля. Собственное излучение позволяет при наличии чувствительной тепло-визионной аппаратуры получать информацию о тепловом состоянии поверхностных слоев тела. Раздел медицинской интроскопии, изучающий физические основы, методы и устройства, обеспечивающие наблюдение объектов в инфракрасной области спектра, уже давно оформлен в самостоятельное научно-техническое направление – тепловидение.
Более короткие волны, соответствующие длинам волн от 0,8 до 0,4 мкм, составляют диапазон видимого света, т. е. тот, который непосредственно воспринимается зрительным анализатором человека. Если условиться к медицинской интроскопии причислить все методы и средства наблюдения объектов и процессов в организме, которые непосредственно глазом наблюдаться не могут, то в видимом участке спектра к интроскопической аппаратуре можно отнести: приборы для визуальных исследований полостных органов человека – эндоскопы, приборы для исследования глазного дна (сетчатки), все типы люминесцентных приборов, в которых получается изображение в видимом свете. И хотя эндоскопия, офтальмология сетчатки и многие разделы люминесцентного анализа (например, люминесцентная микроскопия и люминесцентная эндоскопия) являются самостоятельными методами диагностики, в этой работе они будут рассмотрены совместно с системами визуализации в связи с важностью создания диагностических комплексов, включающих все виды медицинских изображающих систем.
Рассмотреть здесь изображающие системы видимого участка спектра целесообразно также в связи с тем, что в иных системах визуализации многое заимствовано от систем видимого света.
Диапазон электромагнитных волн от 0,4 мкм до 1 нм занимает ультрафиолетовое излучение. Наиболее широкое распространение в медицине и биологии получила ультрафиолетовая микроскопия [13].
За ультрафиолетовыми лучами широкая область электромагнитного излучения, вплоть до 10-12 м, принадлежит рентгеновским лучам. Рентгенодиагностика – распространенный вид медицинской интроскопии. В настоящее время в медицине с помощью рентгеновских лучей получают около 90% всех визуализируемых изображений.
Излучение, создаваемое радиоактивными веществами – гамма-излучение – принято рассматривать как поток частиц – гамма-квантов, так как у него более отчетливо выражены корпускулярные свойства, а не волновые. Радиоизотопная диагностика, которая основана на визуализации изображений, формируемых гамма-квантами меченых атомов, широко применяется при функциональных исследованиях, диагностике ряда заболеваний и в первую очередь злокачественных новообразований.
Еще большие возможности таят в себе резонансные эффекты, наблюдаемые в веществе: ядерный магнитный, ядерный квадрупольный, электронный парамагнитный и ряд других.
Широкое применение в медицине нашло звуковидение – совокупность методов и средств для получения оптического изображения ультразвукового поля, возникающего в результате взаимодействия упругих акустических волн и объекта. По периодам волн от 1 мм до 10 км ультразвук совпадает с радиодиапазоном. Большое разнообразие концепций построения аппаратуры для получения ультразвукового изображения в диапазоне 3-15 МГц призвано обеспечить медицинскую диагностику качественно новой техникой.
Любое визуализированное изображение приобретает смысл в результате его анализа зрительной системой и последующей интерпретации на основе априорных сведений о характере взаимодействия физического поля и изучаемого объекта.
В актах визуализации и анализа полученного изображения участвуют исследуемый объект, который модулирует параметры визуализируемого физического поля, система визуализации изображения и зрительный анализатор наблюдателя (врача, оператора).
Обобщенная структурная схема такой системы представлена на рис. 1. Прошедшее, отраженное или испускаемое исследуемым объектом излучение промодулировано по одному или нескольким параметрам свойствами исследуемого объекта и содержит определенную информацию о нем. Под изображением здесь и далее мы будем понимать двумерное распределение провзаимодействовавшего с объектом излучения. Пространственное распределение поля излучения объекта преобразуется устройством визуализации в аналогичное пространственное распределение светового потока, яркость или цвет которого изменяется от элемента к элементу изображения в зависимости от модулированных объектом параметров поля. Важно подчеркнуть, что при любом способе преобразования невидимого изображения в оптическое последнее не может содержать больше информации об объекте исследования, чем исходное изображение, сформированное в невидимом физическом поле.
Рис. 1. Принцип визуализации изображения
Основная задача при формировании невидимого изображения заключается в том, чтобы при заданной минимальной мощности физического поля передать в нем с наибольшей подробностью интересующую наблюдателя информацию о внутренней структуре и состоянии исследуемого объекта, а именно: химическом составе, размерах, форме, плотности, текстуре, температуре или других параметрах частей или функциональных элементов объекта.
Независимо от физической природы исходного изображения и характера процессов, с помощью которых оно визуализируется, скрытое изображение, систему визуализации и зрительный анализатор врача можно характеризовать совокупностью параметров, которые определяют информативность визуализированного изображения.
Теневому изображению присущи такие показатели, как детальность и размер изображения, подвижность изображения или отдельных его частей, динамический диапазон параметра, по которому промодулировано изображающее поле, зашумленность, энергия и спектральный состав элементов изображающего поля и др.
Система визуализации в ряде случаев должна передать исходное изображение на устройство воспроизведения без искажений (подобно). Часто, кроме визуализации невидимого изображения, система осуществляет его препарирование, в результате чего из изображения исключается ненужная и подчеркивается важная информация. Например, в одних случаях необходимо сохранить в изображении мелкие детали и контуры, а в других – передать только движущиеся фрагменты. Иногда наиболее важной оказывается градационная информация. Учитывая, что система визуализации, как правило, разрабатывается для достаточно широкого класса изображений, ее параметры должны обеспечивать пропускание (в случае необходимости) без искажений изображения по информационным свойствам.
Такими параметрами для системы являются в первую очередь пространственная, временная и градационная разрешающие способности.
Параметры визуализированного изображения в свою очередь должны быть согласованы со свойствами зрительного анализатора, т. е. изображение должно быть представлено оператору в таком виде, чтобы зрительная система могла извлечь максимум информации.
Параметры зрительного анализатора сформировались в процессе длительной эволюции, поэтому при синтезе и анализе систем визуализации их можно считать заданными. Таким образом, степень совершенства всего комплекса определяется параметрами системы формирования невидимого изображения и системы визуализации.
Вследствие того что многие системы визуализации развивались практически независимо друг от друга, в литературе накопилось довольно много терминов, определяющих различные параметры, которые характеризуют изображения, систему визуализации и зрительный анализатор. Общепринятых единых определений для совокупности параметров изображения, системы визуализации и зрительного анализатора не существует. Некоторые одинаковые параметры имеют в разных областях техники разные названия, а в ряде случаев специалисты из разных областей техники одним и тем же термином определяют неодинаковые характеристики. Нередко параметры изображения используют для характеристики системы визуализации и наоборот. Но хуже всего то, что в разных научных направлениях (оптике, телевидении, рентгенотехнике, тепловидении, фотографии, звуковидении и др.), занимающихся изображающими системами, одни и те же названия (термины) имеют разный физический смысл [27], что недопустимо при совместном их рассмотрении. Поэтому прежде всего необходимо для всех типов изображающих систем медицинской интроскопии однозначно определить термины, характеризующие основные параметры изображения, системы преобразования и зрительного анализатора. В тех случаях, когда характеристика изображающей системы оценивается визуально, целесообразно зрительный анализатор считать составной частью системы и параметр относить к этой совокупности. Например, так часто поступают при визуальной оценке разрешающей способности а контрастной чувствительности изображающих систем.
Входное и выходное изображения систем визуализации будем характеризовать следующими информативными параметрами: геометрическими размерами, детальностью, резкостью, подвижностью, контрастом, интенсивностью в белом (черном), отношением сигнал/шум и спектром (цветом) деталей изображения.
В некоторых частных случаях этот список может быть сокращен или дополнен.
Размер изображения. Смысл геометрического размера изображения очевиден. Отметим только, что любая система визуализации имеет два изображения: на входе – невидимое (скрытое), на выходе – световое. В медицинских интроскопах, как правило, размер на выходе системы равен или больше размера на входе. Когда размер визуализированного изображения в десятки раз больше размера невидимого изображения, система называется микроскопом, например: рентгеновский, ультрафиолетовый, ультразвуковой.
Детальность изображения определяется спектром пространственных частот, содержащихся в нем. Наименьшая часть изображения, интенсивность которой изменяется независимо от интенсивности окружающих ее участков, является деталью минимального размера. Чем шире спектр пространственных частот изображения, тем более мелкие детали можно в нем обнаружить. Высказанная здесь неоднозначность связана с тем, что спектр пространственных частот определяется не только детальностью изображения, но и его резкостью, т. е. крутизной фронтов (границ) крупных деталей. В изображении могут быть только крупные детали, но если границы деталей резкие, то пространственный спектр изображения будет широким. Минимальные размеры деталей, которые содержатся в изображении, определяются структурой визуализируемого объекта, а также параметрами физического поля и схемой формирования изображения. Поясним это на примере формирования рентгеновского изображения. Если исходить из ограничения, которое накладывает на спектр пространственных частот морфологическая структура объекта, то для излучения с 0,025 нм в теневом изображении будут содержаться пространственные частоты до 6 мм-1.
Условия съемки (геометрические соотношения) и параметры источника излучения ограничивают спектр пространственных частот теневого изображения. Так, при размерах излучающей площадки анода (фокуса) рентгеновской трубки f = 1x1 мм и съемке плоского объекта с увеличением 1,4 в изображении практически отсутствуют спектральные составляющие интенсивности с частотами более 5 мм-1.
Поскольку морфологическая структура объекта, условия * съемки и размеры источника ограничивают пространственный спектр изображения частотами, которые на много порядков меньше частот рентгеновских лучей, то можно утверждать, что дифракция рентгеновских лучей не сказывается на формировании теневого изображения, т. е. дифракционный предел при теневом методе формирования изображения в рентгеновских лучах недостижим. Этого нельзя сказать об условиях формирования ультразвукового изображения.
Подвижность изображения характеризуется скоростью перемещения объекта или отдельных его частей. Вследствие конечного времени получения кадра система визуализации движущегося объекта создает динамическую нерезкость изображения. Часть изображения, интенсивность которого независима от интенсивности окружающих его участков, расширяется и спектр пространственных частот в изображении ограничивается сверху.
Контраст изображения – отношение наибольшего значения оптического сигнала, создающего изображение, к наименьшему его значению. В черно-белых системах визуализации невидимых изображений под сигналом понимается двухмерное распределение интенсивностей в рентгеновском, ультразвуковом, тепловом и других изображениях, яркости в визуализированном изображении и т. д. Для объекта можно определить отношение параметров, которое определяет контраст изображения (например, температур поверхности нагретого тела, толщин однородного объекта, акустических сопротивлений и т. д.). При анализе и синтезе систем визуализации часто приходится пользоваться понятием контраста промежуточных «изображений»: контраст плотности потока фотоэлектронов с фотокатода или контраст потенциального рельефа на мишени передающей телевизионной трубки. Контраст определяется выражением:
К= 1 макс./1 мин., (1)
где 1макс, 1 мин – максимальное и минимальное значения соответствующих сигналов. Для спектрозональных и цветных систем определение максимального и минимального значения сигнала (вследствие его многомерности) затруднено. Вопрос оценки контраста изображения в этих системах решается путем введения частных оценок.
Интенсивность (сигнал) в белом (черном) определяет требования к чувствительности системы. Чем меньше интенсивность в белом (в регистрируемом изображении), тем более чувствительную систему необходимо выбрать для визуализации физического поля с заданным качеством изображения на воспроизводящем устройстве.
Отношение сигнал/шум. Следуя Роузу [72], под термином «сигнал» будем понимать разность между средними числами фотонов (электронов, ионов, нейтронов и т. д.), приходящихся на тестовый элемент и окружающие его элементарные площадки фона того же размера, а под шумом – среднеквадратичное отклонение этой разности.
Спектр (цвет) деталей изображения. Детали большинства скрытых изображений отличаются друг от друга по спектральному составу. Эту информацию можно применять для визуализации скрытого изображения в цвете, например, используя трехзональную систему регистрации первичного изображения подобно тому, как это делается в видимом диапазоне спектра [12].
Чтобы не потерять информацию об исследуемом объекте, параметры системы должны быть согласованы с показателями передаваемого класса скрытых изображений. При разработке системы это согласование легче всего обеспечить, если каждому параметру скрытого изображения будет соответствовать вполне определенная характеристика системы, позволяющая оценить возможный уровень искажений. Размеру входного изображения должно соответствовать рабочее поле системы; детальности – пространственная разрешающая способность; подвижности – временная разрешающая способность; контрасту – динамический диапазон, интенсивности в белом – чувствительность и т. д.
Рабочее поле системы, которое одновременно (с позиций зрительного анализатора) преобразует все скрытое изображение, определяется размером чувствительной к невидимому излучению поверхности преобразователя, а для систем с одноэлементным приемником – углом поля зрения системы. Чтобы не было потери мелких деталей скрытого изображения, рабочее поле системы должно выбираться в соответствии с соотношением.
Пространственная разрешающая способность изображающей системы определяет точность воспроизведения размеров и формы мелких деталей, которые являются важнейшими признаками распознавания тонкой структуры исследуемого объекта. Наиболее полно возможности системы в передаче мелких деталей определяет ее двухмерная частотно-контрастная характеристика – ЧКХ [90], позволяющая вычислить спектр пространственных частот на выходе системы. Определение двухмерной контрастной характеристики (ЧКХ) связано с большими трудностями, поэтому часто вместо двухмерной рассчитывают или измеряют одномерные ЧКХ вдоль и поперек кадра. ЧКХ содержит в себе информацию о ряде числовых критериев (пороговом разрешении, критерии Рэлея, эквивалентной полосе пропускания, минимально различимом линейном размере одиночных деталей), которые используются для оценки разрешающей способности системы.
Наиболее часто в системах визуализации невидимых изображений в качестве числовых критериев пространственной разрешающей способности используют пороговое разрешение и минимально различимый линейный размер одиночных объектов.
Экспериментальное пороговое разрешение определяют по теет-объектам (так называемые миры Фуко), которые представляют собой набор пластин с чередующимися прозрачными и непрозрачными параллельными полосами одинаковой ширины. Период чередования полос на пластинах различен. За пороговое разрешение принимается величина, обратная периоду чередования полос миры, который визуально еще различим на изображении. Эта величина выражается числом пар линий на 1 мм. Измеренное значение разрешающей способности зависит от контрастной чувствительности зрительного анализатора в заданных условиях наблюдения.
Минимальный размер различимой детали экспериментально определяют по тестам, которые состоят из наборов одиночных объектов стопроцентного контраста (полностью прозрачных или непрозрачных) на равномерном непрозрачном (прозрачном) фоне. Так как вероятность обнаружения деталей мало критична к их форме (более существенна площадь детали), то чаще всего в качестве тест-объектов берут детали круглой или квадратной формы. Тогда разрешающая способность оценивается диаметром круга или стороной квадрата, которые еще видны на изображении. Теоретический минимальный размер различимой детали можно найти по ЧКХ системы через эквивалентную полосу частот v9, используя приближенное соотношение.
Инерционность системы характеризует ее временную разрешающую способность, т. е. способность передавать детали изображения, изменяющиеся во времени. Искажения, обусловленные инерционностью системы, проявляются в виде размытости движущихся объектов: за ними возникает след. Контраст мелких деталей уменьшается, а границы крупных деталей становятся нерезкими. Для оценки временной разрешающей способности, так же как и для оценки пространственной разрешающей способности, используют ЧКХ [A (f)], в которых переменной является временная частота f. Такой подход позволяет глубже выявить сходство и различие между пространственной и временной разрешающими способностями системы.
На основе ЧКХ временную разрешающую способность системы можно определить по числовым критериям, аналогичным числовым критериям для пространственной разрешающей способности.
Динамический диапазон системы - это безразмерная величина, равная наибольшему контрасту входного изображения, при котором на любом уровне сигнала из передаваемого диапазона еще различаются крупные детали заданного малого контраста. Например, А. Klem [79] при оценке динамического диапазона рентгенотелевизионной установки «Delkalix» брал детали 5% контраста (рис. 2). В литературе пользуются несколькими определениями контраста между двумя уровнями сигнала Bi и В2. Если Bi<B2, то эти определения можно записать в виде соотношений.
Рис. 2. Графическое объяснение динамического диапазона системы визуализации.
Первое определение было уже применено выше для характеристики контраста изображения. Вторым часто пользуются для оценки глубины модуляции синусоидального сигнала. При определении ЧКХ используется именно этот критерий. Наконец, третье определение наиболее часто применяется для характеристики малоконтрастных одиночных объектов на равном фоне. При определении динамического диапазона используется понятие контраста первого и третьего типов.
Коэффициент шума системы равен отношению сигнал/шум на входе к этому же параметру на выходе. Он определяет степень зашумленности выходного изображения по сравнению с зашумленностью входного.
Чувствительность изображающей системы – величина, обратно пропорциональная интенсивности «белых» участков входного изображения, при которой обеспечивается получение выходного изображения заданного качества.
Спектральная (цветовая) чувствительность это способность системы формировать оценки, различные к спектральному составу излучения элементов входного изображения. Спектральная чувствительность тем выше, чем больше групп спектров различает система. Для систем, в которых анализ изображения осуществляется оператором, каждую группу различаемых системой спектров на видеоконтрольном устройстве (ВКУ) необходимо отобразить своим цветом.
Выше каждому рассмотренному параметру изображения поставлен в соответствие определенный параметр системы. В совокупности они позволяют оценить совершенство системы в отношении информационного содержания визуализированного изображения.
Различные используемые физические поля позволяют отобразить свои свойства исследуемых объектов, дополняют друг друга, расширяя во много раз возможности зрения в получении информации об окружающем мире. Области применения полей различной физической природы определяются принципом формирования контраста в невидимом изображении и характером информации, извлекаемой при интерпретации визуализированных изображений. Совместное рассмотрение различных методов визуализации облегчает выбор оптимального метода для конкретного вида исследований, а совместное применение нескольких методов обогащает исследование дополнительной информацией.
Рассмотренные методы формирования медицинских изображений охватывают класс плоских (двумерных) изображений, описываемых функцией двух координат х, у: F(x,у). Общая классификация изображений включает изображения трехмерные F(x, у, z), изображения подвижные, в которых в качестве четвертой координаты выступает время t: F(x, у, z, t), а также многомерные спектрозональные изображения одного и того же объекта, сформированные в различных участках спектра излучения F(x, у, z, t, ДХ).
Ко всем названным изображениям относятся рассмотренные выше методы формирования медицинских изображений. Например, со спектрозональными плоскими изображениями чаще всего встречаются в биологической микроскопии, объемные подвижные изображения строят в медицинской рентгеноскопии и т. д.
Плоские статические и подвижные изображения нашли наибольшее распространение в настоящее время в медицинских исследованиях благодаря простоте регистрации плоской картины.
