,4 Рентгенографические изображения

Регулируемыми параметрами рентгеновской аппаратуры, влияющими на информативность изображения, являются: напряжение и ток трубки, степень фокусирования электронного пучка на аноде, размер фокального пятна, особенности коллимирования и фильтрования излучения, тип детектора излучения, способ оцифровки изображения, вид программного обеспечения в системе обработки и интерпретации результатов анализа и др. Толщина тела пациента также сказывается на качестве изображения. К сожалению, оптимизировать последний параметр невозможно.

Не менее важную роль играют и способы компьютерной обработки изображения, которыми осуществляют реконструкцию изображения и значительно улучшить его качество (подавление шумов, удаление артефактов, выделение интересующих объектов, оконтуривание их и т.п.).

Качество любого изображения определяется пятью факторами: пространственным разрешением, контрастностью, шумом и пространственной однородностью, линейностью и наличием артефактов. Для оценки качества рентгеновского изображения используют много критериев: контраст, разрешение, размытие (блюр), зашумлённость, степень искажения формы и размеров изучаемого объекта, число артефактов и т.п. Рассмотрим особенности применения некоторых из этих параметров для оценки качества рентгенограмм.

Замечание. Такие параметры, как контраст, разрешение и т.п. широко используются и в обычной фотографии. Однако при построении рентгеновских изображений требование оптимизации этих параметров часто приводит к конфликту с безопасностью пациента. Например, решение проблемы уменьшения шумов требует увеличения интенсивности излучения, что совершенно недопустимо с точки зрения безопасности пациента. При рентгеновской диагностике основное требование - проведение исследования при самом низком из возможных уровней облучения (принцип АЛАРА, ALARAAs Low As Reasonably Achievable). Только после гарантированного соблюдения этого принципа, можно изменять параметры аппаратуры и методику'диагностики с целью улучшения качества изображения.

Сначала дадим общее определение пространственному разрешению и контрасту'.

Разрешение — величина, определяющая количество точек (элементов растрового изображения) на единицу площади (или единицу длины).

Пространственное разрешение - величина пикселя изображения в пространственных единицах. Эта величина характеризует размер наименьших объектов, различимых на изображении.

Пространственное разрешение используют для описания степени пятнистости изображения. Оно характеризует способность видеть маленький плотный объект в области, содержащей вещества с различной плотностью. Разрешение зависит от системы коллимации, размера детектора, выбранного размера пиксела, размера фокального пятна трубки. Обычно под пространственным разрешением понимают способность системы построения изображения точно представлять объект исследования в двух пространственных координатах (х, у), т.е. способность изображения отчётливо представлять объекты при их уменьшении (разрешение тонких деталей). Разные методики рентгенографии обладают различными способностями разрешения тонких деталей на рентгенограммах. Разрешение рентгенограммы обычно о,о8 мм, числовой радиографии 0,17 мм, флюорографии 0,125 мм, 0,4 мм, ОФЭТ 7 мм, ПЭТ 5 мм.

Метод

Д, мм

Комментарий

Фотонленочная рентгенография

0,08

Лимитировано размерами фокального пятна и разрешением детектора

Числовая рентгенография

0,17

Лимитировано размерами элементов де-

Флюорография

0,125

тектора

Лимитировано детектором и фокальным

Фотопленочная маммо-

0,03

пятном

Наивысшее разрешение в рентгенографии

граф ия

Числовая маммография

0,05

Лимитировано размерами элементов де-

Компьютерная томография

о,4

тектора

Около 0,5 мм пикселей

Ядерной медицины планарное изображение

7

Пространственное разрешение резко уменьшается с расстоянием от детектора

Однофотонная эмиссион-

Пространственное разрешение ухудшается

ная компьютерная томография

7

при движении к центру изображения поперечного среза

Позитронная эмиссионная томография

5

Лучшее пространственное разрешение, чем в других методах ядерной медицины

Пространственное разрешение определяет контраст изображения. Контрастразница в характеристиках (например, в плотности потемнения фотопластинки) различных участков изображения.

Табл. 1. Ограничение пространственного разрешения различных методов построения рентгенографического изображения: уровни разреше- ния, достигаемые в типичных клинических случаях._

Пусть / - значение сигнала на интересующем нас участке изображения (например, соотносящийся с опухолью), а /ь- минимальное значение сигнала на смежном участке (например, печень, фон или что-то иное), тогда контраст определяется как

Локальный контраст:

Контрастное разрешение изображения - способность экрана показывать малые изменения контрастности тканей больших объектов. Оно обеспечивается разностью в коэффициентах поглощения излучения различными биологическими тканями. Контраст ограничен шумом, имеющим гранулированное проявление. В зависимости от типа источника возникновения, шум разделяют на квантовый (результат ограничения фотонов, достигающих датчиков), электронный (вызванный электрическим взаимодействием в самой системе), вычислительный (приближения, используемые в процессе измерения) и лучевой (вызванный рассеянием излучения). Квантовый шум подчиняется статистике Пуассона - размытие изображения пропорционально корню квадратному из числа квантов, попавших на площадку анализируемого изображения. Поэтому, чем выше интенсивность излучения, тем ниже уровень квантового шума и тем выше радиационная опасность для пациента. Серьёзной помехой, приводящей к размытию изображения, является движение пациента (например, дыхание) или отдельного органа (например, сердца) в процессе получения изображения. Шум уменьшает различимость малоконтрастных объектов, а помехи, связанные с движением объекта съемки, уменьшают различимость малых объектов. В медицинской рентгенографии малые анатомические объекты характеризуются низким контрастом и их различимость ухудшается с ростом как шумов, так и интенсивности движения объекта съёмки.

Для конкретности рассмотрим контраст и разрешение фотоиленоч- ных детекторов рентгеновского излучения.

Напряжение на рентгеновской трубке, т.е. верхняя граница энергий тормозного рентгеновского излучения, влияет на разрешение. Поэтому выбор оптимальной энергии (и, следовательно, частоты и длины волны) волнового излучения для целей диагностики принципиально важен с точки зрения получения информативных изображений.

Напомним, что переход от длины волны Л [м] к энергии фотона [МэВ] осуществляется по формуле

где с=199792,5-юз [м/с] - скорость света, Л=6.б2б210'27 [эрг-с] - постоянная Планка, 1 эВ=1,60207*10’12 эрг.

Так, длина волны Л= o,ooi нм=1-ю*12 м соответствует энергии фотона 1.24 МэВ, а Л=о,05 нм = 510 й м - ?=25 кэВ.

При длинах волн рентгеновского диапазона (10-3-5-5 ю*2 нм, что соответствует энергии фотонов 25 кэВ-^i МэВ), поглощение рентгеновского излучения в биологической ткани позволят получать изображения требуемого качества. Кроме того, эти длины волн намного меньше типичных размеров объектов на изображении (ол-ыо мм) и, следовательно, дифракция не искажает изображения.

К сожалению, в рентгеновском диапазоне длин волн (<ю-з им) биологические ткани почти прозрачны, причём, чем выше энергия, тем выше прозрачность. Высокие энергии приводят к плохому контрасту и низкокачественным рентгенограммам. Поэтому повышать напряжение на трубке сильно нельзя, но и при малых энергиях работать невозможно, т.к. мягкое излучение будет поглощаться в объекте исследования и вообще не достигнет детектора. Этими соображениями определяется выбор диапазона напряжений па аноде рентгеновской трубки.

Зависимость поглощенной дозы в фотопленке и контраста изображения от напряжения на аноде рентгеновской трубки

Рис. 14. Зависимость поглощенной дозы в фотопленке и контраста изображения от напряжения на аноде рентгеновской трубки.

Рис. 14 демонстрирует, что контраст (в процентах) 1 мм кости в 23 см теле пациента уменьшается при увеличении напряжения на аноде. Выше 90 кВ уменьшение прекращается. На этом же рисунке представлены зависимости входной дозы (рассчитанной для 1 см слоя ткани на поверхности тела, на которую падает излучение) и средней дозы (усредненной по 23 см слою тела пациента) от напряжения на трубке. Экспоненциальное ослабление пучка рентгеновского излучения приводит к уменьшению средней поглощенной дозы. Низкое напряжение на трубке даёт высокий контраст изображения, чётко выделяя кость на фоне окружающей биологической ткани, но одновременно приводит к высокой дозовой нагрузке на пациента.

На контраст влияет и степень фокусировки электронного пучка на аноде. Понятно, что для получения хорошего контраста изображения источник излучения должен быть как можно более «точечным». Но сильная фокусировка электронного пучка на аноде приведёт к его перегреву и разруъиению, а сильное диафрагмирование пучка коллиматором - к резкому падению интенсивности пучка и, следовательно, возрастанию ошибок измерения. Поскольку реальный источник излучения имеет вполне ощутимые размеры, то отдельные объекты на изображении оказываются в той или иной степени размытыми.

Еще одним параметром, влияющим на информативность изображения, является сила тока в трубке, которой определяется величина потока рентгеновских фотонов, и, следовательно, эффективность засвечивания фотопленки. При этом точность измерения локальной интенсивности рентгеновского излучения определяется величиной отношения сиг- нал/шум. Зашутмленность изображения (т.е. флуктуации в плотности потемнения фотопленки) может быть вызвана разными причинами: фоновым космическим излучением, неустойчивой работой аппаратуры и квантовым характером самого рентгеновского излучения. Зашумленность изображения - нежелательная характеристика, уменьшающая различимость некоторых объектов.

Поскольку радиационные процессы носят квантовый характер, то результаты радиометрических измерений подчиняются распределению Пуассона, согласно которому дисперсия равна корню квадратному из измеряемой величины, а относительная ошибка (критерий зашумленности изображения) - обратно пропорциональна корню квадратному из величины плотности потемнения фотоплёнки (т.е. локальной интенсивости излучения), определяемой силой тока и напряжением в трубке. Для уменьшения относительной ошибки измерения необходимо увеличивать интенсивность облучения. Однако в таком случае возрастёт дозовая нагрузка на пациента и увеличится разогрев анода с возможным его разрушением. Поэтому приходится идти на компромисс между величиной тока электронов, бомбардирующих анод (потоком ренгеновских квантов), с одной стороны, и точностью измерений, с другой.

Замечание. Согласно математической статистике, уменьшение в два раза зашумленности изображения требует четырёхкратного увеличения интенсивности облучения, что увеличит радиационую дозу, полученную пациентом, тоже в 4 раза.

На параметры флуктуаций влияет ток трубки и время экспозиции. Дисперсия флуктуаций пропорциональна корню квадратному из произведения тока трубки на время облучения. Напряжение на трубке повышает проникающую способность излучения и, следовательно, дисперсию (этот эффект - нелинейный). Чем толще пациент или больше толщина изучаемого органа, тем больше в них поглотится излучения и тем меньше будет дисперсия (и меньше относительная степень разброса).

Отношение полезного сигнала к шуму определяют как отношение среднего значения к стандартному отклонению (дисперсии):

где - среднее значение изображения, оь(х,у) - квадратный корень

из дисперсии, р - обычное для статистики обозначение среднего арифметического.

Чем выше экспозиция (произведение интенсивности излучения на время облучения) и чем выше плотность потемнения, тем выше величина SNR, тем меньше возможные отклонения наблюдаемого изображения от среднего, и тем чётче выделяется изучаемый объект на фоне шумов, т.е. увеличивается контраст изображения. Если среднее изображение мало отличается от истинного или это отклонение существенно меньше отклонения, обусловленного флуктуациями, то величина SNR хорошо описывает качество наблюдаемого изображения. Заметим, что в общем случае отношение сигнал/шум разное в разных точках изображения.

Величина среднеквадратического отклонения А-(дг,г/) представляет собой нормированное среднеквадратическое отклонение восстановленной функции от её истинного значения в данной точке (дг,г/) области восстановления и определяется равенством:

Проинтегрированное среднеквадратичное отклонение Д2 это тоже среднеквадратическое отклонение, но проинтегрированное по всей рассматриваемой области П и соответствующим образом нормированное:

где s0 - площадь области П.

В отличие от среднеквадратического отклонения, данная величина не зависит от точки (х,у) изучаемой области. Величины Д2(дг,у) и Д можно представить в виде суммы двух слагаемых:

где Д2с,у) - количественная оценка случайных отклонений в наблюдаемом изображении от среднего изображения в данной точке (х,у); Дф2 - те же отклонения, накопленные по всей области П; Ая2(х,у) - отклонение среднего изображения от истинного в данной точке (х,у); Да2 - те же отклонения, проинтегрированные по всей области П.

Подобное представление величин Д2(х,у) и Д2 имеет определенный физический смысл: первые слагаемые в выражениях (7) и (8) определяются статистическими характеристиками присутствующих флуктационных эффектов, а вторые - от них не зависят. Если оба слагаемых примерно равны, то оба фактора влияют на качество изображения одинаково.

Табл. 2. Уменьшение уровня шумов и возрастание контраста изображения с ростом радиационной дозы, полученной пациентом.

Фотоны/пиксел (N) Увеличение дозы

Шум (а)

(ct = 4N)

Относительный шум (a/JV) (%)

Wo)

10

3,2

32

3,2

100

10

10

10

1000

32,6

3,2

32

10000

100

1,0

lOO

100000

316,2

_

32б

Эффективность детектора рентгеновского излучения с точки зрения построения изображения определяется параметром:

где in и out означают о на входе и выходе детектора.

Зависимость контраста рентгеновского излучения 01' мощности дозы (а) и оптической плотности (б)

Рис. 15. Зависимость контраста рентгеновского излучения 01' мощности дозы (а) и оптической плотности (б).

Значение DQE всегда меньше 1, т.к. детектор вносит некоторый шум в систему. Для стандартной рентгеновской фотопленки DQE= 0,25, для фотопленки высокого разрешения DQE=0,12. У двусторонних фотопленок DQE= 0,4.

При увеличении числа фотонов, принимающих участие в построении изображения, относительный шум уменьшается, отношение сигнал/шум (JV/о) увеличивается, а качество изображения улучшается.

Таким образом, шум вызывающий квантовую зернистость изображения, может быть уменьшен путём увеличения числа фотонов, используемых для формирования изображения. При этом также увеличится и радиационная нагрузка на пациента. Поэтому при выборе тока рентгеновской трубки следует искать компромисс между дозой и разрешением.

На разрешение изображения влияют не только особенности источника рентгеновского излучения, но и особенности детектора (в данном случае - кассеты и фотопленкой, конвертером излучения и усилителя света).

Применение рассеивающей решетки для подавления комптоновского рассеяния и увеличения контраста изображения

Рис. 16. Применение рассеивающей решетки для подавления комптоновского рассеяния и увеличения контраста изображения.

Если для конкретного вида диагностики требуется высокая чувствительность детектирования, а контраст изображения не слишком важен, то используют толстослойные эмульсии (двустороннее покрытие подложки) и толстые интенсифицирующие экраны. Такие экраны эффективно поглощают рентгеновское излучение, трансформируя его в быстрые электроны и в видимый свет, что повышает чувствительность регистрации и позволяет уменьшить дозовую нагрузку на пациента. Однако, большое боковое рассеяние света существенно уменьшает контраст и выявление мелких деталей.

Рис. 17. Влияние расстояний трубка-пациент So и трубка- детектор Si на размер тени от изучаемого объекта. Грани размываются и изображение объекта теряет форму (рисунок справа).

Тонкий рентгенографический фотопленочный детектор менее эффективно поглощает рентгеновское излучение, но даёт лучший контраст. Поэтому в маммографии, где важен высокий контраст, используются односторонние фотопленки с тонким интенсифицирующим экраном, расположенным позади фотопленки.

Существенное искажение изображения связано с самим пациентом, точнее с процессами рассеяния излучения в его теле. Низкоэнергетическая часть спектра (37-^50%) рентгеновского излучения испытывает комптоновское расеяние, приводящее к размытию изображения (блюр) и ухудшению контраста. Обычно небольшие анатомические объекты имеют и низкий контраст, поэтому и их видимость ухудшается как блюром, так и шумом. Рассеянные фотоны не несут полезной информации и должны

быть удалены.

Рис. 18. Схема, поясняющая влияние размера источника излучения (фокального пятна) на размытие граней изображения.

Уменьшить

влияние комптоновского рассеяния можно с помощью воздушного зазора, но гораздо лучшие результаты даёт использование решёток из тонких свинцовых пластинок, ориентированных (сфокусированных) на источник излучения. Рассеивающую решётку устанавливают между телом пациента и системой детектирования. Схема применения линейной решётки (Л - высота решётки, b - шаг решётки) приведена на рис. 16. Её эффективность определяется параметром решетки lxfb, который выбирается в зависимости от целей рентгеновской диагностики. Например, для рентгена грудной клетки h/b=6:1, а для маммографии h/b-2:1. Типичная решётка уменьшает рассеяние от прямолинейного направления в 5 раз, но при этом увеличивается время проведения диагностики из-за ослабления проходящего через пациента полезного рентгеновского излучения.

Комптоновское рассеяние добавляет постоянную интенсивность Js как в изучаемую область изображения, так и в фоновую, уменьшая контраст изображения.

Если интенсивность излучения в зоне изучаемого объекта равнаа интенсивность в фоновой зоне J4,, то при наличии рассеянного излучения контраст

При наличии решётки, интенсивность в зоне объекта J+Js, а в фоновой зоне J+Js

Одна из причин размытия изображения связана с движением пациента или его органов (дыхание, биение сердца) или смещениями деталей аппаратуры. Эти препятствия преодолевают с помощью импульсного режима работы трубки.

Ещё одна причина искажения изображения связана с тем, что интенсивность излучения в конусообразном пучке, исходящем из трубки, неоднородна: потоки в центре пучка и на его периферии могут различаться на 45%. Это обстоятельство приводит к искажению формы объекта, например, куб превращается в призму, причём края достаточно крупного объекта размываются. Размеры изучаемого объекта на изображении зависят от расстояния этого объекта до источника излучения: чем ближе объект к трубке, тем больше будет его тень на экране. Кроме того, если источник излучения достаточно большой, то блюр увеличивает размеры объекта.

К аналогичным эффектам приводит и увеличение диаметра фокального пятна. Рис. 18 демонстрирует влияние размера источника рентгеновского излучения на размытие краев изображения от отдельного объекта (пластины).

Диаметр диафрагмы также влияет на способность теневого изображения адекватно передавать облучаемый объект: если отверстие диафрагмы мало, изображение вообще будет «вверх ногами» по отношению и изучаемому объекту.

Наконец, на рентгенограммах возможно появление артефактов, что может привести к неверному представлению на медицинских изображениях реальных тканевых структур. Они могут быть вызваны разными причинами: особенностями взаимодействия рентгеновского излучения с органами человека, смешениями объектов исследования из-за движения пациента, неправильной установкой решётки, неспособностью вычислительного алгоритма провести адекватную реконструкцию анатомических объектов. Специалистов обучают методам распознания этих артефактов, чтобы избежать ошибок в выявлении реальной патологии.

 
Посмотреть оригинал
< Пред   СОДЕРЖАНИЕ   ОРИГИНАЛ     След >