Визуализация медико-биологических данных.
Обработка и анализ медицинских изображений.
Медицинское изображение как объект медицинской информатики
Все многообразие медицинских изображений, независимо от способов их получения, могут быть отнесены к одной из двух основных групп: аналоговое и матричное изображение. К аналоговым изображениям относятся те, которые несут в себе информацию непрерывного характера. Это изображение на обычных рентгенограммах, сцинтиграмах, термограммах.
Аналоговые сигналы – это непрерывные сигналы, в них присутствует много лишней информации. К матричным изображениям относятся такие, которые получаются с помощью компьютера. Они имеют в своей основе матрицу, которая содержится в памяти ПК. Матричными являются изображения: образы, полученные при компьютерной томографии, цифровой рентгенографии, МР-томографии, ЭВМ-сцинтиграфии с компьютерной обработкой информации, ультразвуковом сканировании. Таким образом, матричные изображения в отличие от аналоговых имеют дискретный характер. Поскольку в основе матричных изображений лежит компьютеризированные технология, они становятся доступными для разнообразной обработки на ЭВМ. Необходимо отметить, что аналоговые изображения могут быть преобразованы в матричные и, наоборот, матричные в аналоговые. С этой целью применяют специальные устройства: аналого-цифровые и цифро-аналоговые преобразователи. Матричное изображение формируется путем сканирования электронным лучом по строкам. Тем самым создается возможность для восприятия изображения в реальном времени. Для этого 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 своя определенная участок дисплея.
Подобная элементарная единица матричного изображения, которому соответствует занумерован участок памяти, получила название «пиксель» (от английского pixel-picture element – элемент картины). Таким образом, вся площадь экрана дисплея представляет собой матрицу – совокупность пикселей. В лучевой диагностике площадь дисплея может формироваться в виде следующих матриц: 32 ’32, 64′ 64, 128 ‘128, 256’ 256, 512 ‘512, 1024’ 1024, 1024 ‘1280 пикселей. Чем на более число пикселей разбивается площадь дисплея, тем выше разрешение системы отображения.
Каждый пиксель изображения записывается в памяти дисплейного процессора различным числом бит – от 2 до 16. Чем большим количеством бит информации представлен каждый пиксел изображения, тем лучше изображение по своим
зрительными свойствам и тем больше информации оно содержит об исследуемом объекте. Так, 6-битный пиксел (Байтовая система записи пикселя), что чаще всего используется в ультразвуковой диагностике, содержит 26 = 64
оттенков серого цвета (от черного до белого). В радионуклидной диагностике используется преимущественно 8 – битный пиксель, в нем 28 = 256г радаций, т.е. уровней серого. Нетрудно подсчитать, что матричное изображение 64 ’64 пикселей в радионуклидной диагностике требует 4096 байт памяти, а изображение 128′ 128 пикселей – 16384 байт.
Более совершенные системы радионуклидной диагностики имеют изображение 256 ‘256 и даже 512′ 512 пикселей. Для формирование таких изображений требуется при 8-битном пикселе около шестьдесят четвёртой 256л.с. илобайт памяти компьютера, соответственно. Увеличение объема задействованной памяти неизбежно приводит к снижению скорости обмена информацией, что сопровождается увеличением времени, необходимого для построения каждого кадра изображения. Поэтому детализированные растры (256 ‘256 и 512′ 512) применяют преимущественно для получения статических изображений, т.е. в диагностике очаговых изменений в органах, тогда как грубые растры (64 ’64 и 128′ 128) используют главным образом для динамических исследований.
Развитие новых технологий и цифровой техники за последнее десятилетие привело кпоявлению большого количества новых методов диагностики и визуализации.
У врача-диагноста появились новые возможности целенаправленно воздействоватьна процесс визуализации медицинского изображения для качественной диагностики.Врачу, в зависимости от вида обследования, стало необходимо самостоятельноопределять алгоритм обработки изображений, для этого ему необходимо предоставить инструментарий, позволяющий проводить такую обработку в минимально сжатые сроки. Мощность современных процессоров персональных компьютеров и графических средств визуализации способно обеспечить практически любые запросы по обработке медицинских изображений, а инструментарием для диагностического процесса может служить рабочая станция с программно-аппаратным обеспечением обработки и визуализации медицинских DICOM изображений .
Об отношении “сигнал/шум” в медицинских изображениях.
Понятие отношение “сигнал/шум” пришло в медицину из области радиотехники.
Трансформация понятия “сигнал/шум” в область визуализации изображений, произошло с появлением телевизионных систем (“снег” на экране, “зашумлённое” изображение…).
Природа этих шумов остаётся в области преобразования электрических сигналов, а не в области формирования самого изображения. Существует разница между понятием “сигнал/шум”, возникающим при преобразовании сигналов, с которым радиотехника и электроника научились справляться, и “сигнал/шум”, возникающим при первичном формировании изображения.
С развитием диагностического медицинского оборудования понятие “сигнал/шум”перекочевало в область характеристик самого медицинского оборудования, т.к. Сильное уменьшение величины “сигнал/шум” при получении первичного изображения серьезно усложняет диагностический процесс.
Методы получения медицинских радиологических изображений основаны на
прохождении излучения через тело пациента, в котором одновременно с поглощением присутствует и всенаправленное отраженное излучение со всего объема, находящегося под воздействием излучения – характерно для всех физических методов получения первичных радиологических изображений.
В результате получается “истинное” изображение, на которое наложено ”наведенное (артефактное) изображение”, представляющее собой паразитный шум, размывающий “истинное” изображение. Этот паразитный шум необходимо минимизировать
О разрешающей способности диагностического оборудования
В последнее время медицинское диагностическое оборудование достигло огромной разрешающей способности источников первичных медицинских изображений:
– по количеству пикселей – более чем 32 миллионов пикселей (32 Mpix) на
один кадр изображения, например в маммографии, объемом 64MB и более;
– по разрешению в пикселе – до 16385 градаций серого (14 бит), даже вплоть
до 65536 градаций серого (16 бит).
Для динамических процессов, характерных для ангиографии, тенденция увеличения разрешения каждого кадра до формата 1024×1024 сопровождается увеличением скорости съёмки (до 60 кадров/секунду), что приводит к нелинейному увеличению объема каждой ангиографической серии, которая может достигать 1GB (1 гигабайт), при этом количество серий (проекций может достигать 10-15 и более). (Image 1, Image 2). Ожидается увеличение разрешения ангиографической съемки до 2048×2048, что вызовет очередной рост объемов ангиографических исследований.
Серия спиральной компьютерной томографии, при стандартном разрешении кадра 512×512 пикселей, может иметь до 3-х -:- 4-х тысяч кадров, что выливается в 1.5-2 GB (гигабайт) информации.
Следует отметить, что увеличение разрешающей способности изображения в 2 раза приводит к уменьшению полезного сигнала в 4 раза, при тех же параметрах получения изображения, с одновременным ухудшением отношения “сигнал/шум” в пикселе в 4 раза.
Очень высокое пространственное разрешение медицинских изображений, например, изображения, полученные на сканере EOS фирмы “Biospace Med” могут достигатьформата 16000х8000 (окол о 130 Mpix), приводит к тому, что просмотр изображения в масштабе 1:1, и даже 1:2, не имеет смысла, ввиду превалирования шума в пикселе над изображением, и никакие математические методы обработки при таком пространственном разрешении не могут обеспечить улучшения качества изображения.Увеличение разрешающей способности изображений приводит к тому, что отношение “сигнал/шум” в высокоразрешающих изображениях становится значительно хуже в силу физических свойств, как датчиков, так и процесса излучения. Улучшение отношения “сигнал/шум” в высокоразрешающем изображении возможно только за счет применения специальных методов обработки с одновременным уменьшением разрешающей способности, что является компромиссом между увеличением разрешающей способности изображения и улучшением отношения “сигнал/шум”.
Следует также иметь в виду, что разрешение изображения в пикселях и разрешающая способность этого же изображения в “пар линии на миллиметр” (lp/mm) – это совершенно разные понятия, которые связаны между собой через физический размер пикселя, например (теоретические величины):
– теоретическое разрешение маммографического изображения в 10 lp/mm
соответствует размеру пикселя 50 микрон, что на изображении размером 24х30см (10×12 inch) вытекает в кадр форматом 4800х6000 пикселей, а на изображении размером 18×24см (8×10 inch) кадр имеет формат 3600х4800 пикселей, при этом желателен просмотр так же 4-х кадров маммографии одновременно .
О технологии цифровой обработки медицинских изображений.
Простым изменением яркости, контрастности и одним фильтром (в основном 8-ми битным), которые применяются в большинстве так называемых “DICOM Viewer”, и даже на большинстве рабочих DICOM станций, задачи качественной визуализации решить принципиально невозможно.
Фундаментальным изданием по методам математической обработки изображений, в том числе медицинских, является монография Р. Гонсалеса и Р. Вудса “Цифровая обработка изображений”. В монографии обработке медицинских изображений отводится одно из важнейших мест, наряду с такими дисциплинами как астрономия, физика и т.п.
Математические функции обработки изображений известны уже довольно давно, вопрос упирается в создание медицинской технологии – последовательности применения отдельных функций математической обработки изображений – для получения и визуализации диагностически значимых изображений.
Врачу-диагносту необходимо предоставить максимально возможный набор инструментов, который позволит реализовать последовательность прохождения изображения через несколько 16-ти битных 2D фильтров, несколько нелинейных 16-ти битных функций преобразования, через 16-ти битные функции изменения спектра изображений (гистограммы), специальных функций масштабирования и т.п.
Для максимального качественного нивелирования ”наведенного (артефактного) изображения” необходимо построить адаптивный (настраиваемый) последовательный 16-ти битный конвейер обработки из разных математических функций (методов), реализующих технологию “2D Обработки и Визуализации Реального Времени”Как показывает опыт авторов применение последовательности математических функций обработки позволяет повысить видимую разрешающую способность первичного изображения в 1.2-1.5 раза (в lp/mm).
О скорости обработки медицинских изображений.
Одновременно надо учитывать, что увеличение разрешающей способности приводит к нелинейному увеличению объемов вычислений, необходимых для качественной, диагностически значимой, визуализации, поэтому вопрос “реального времени” становится краеугольным для обеспечения скорости работы системы обработки и визуализации, как ответной реакции на изменение параметров функций обработки.
Врач должен чувствовать, что изменение параметров обработки, через минимальный промежуток времени, в лучшем случае нулевой, отражаются на изменении самого изображения – это и есть режим “реального времени”.
Управление таким инструментарием должно находиться все время под рукой врача для работы в реальном времени – минимизация блуждания по меню, которое совершенно неоправданно отнимает рабочее время, со всеми вытекающими отсюда последствиями.
При этом на первый взгляд как бы происходит пресыщение интерфейса управления, но это компенсируется возможностью применения функций обработки, не характерных для стандартных методик визуализации, позволяющих создавать диагностически значимые изображения, например:
при двуэнергетической маммограмме, или двуэнергетической съемке легких , применение элементов субтракционной технологии позволяет нивелировать мягкие или плотные ткани органов на конечном изображении.
О технологии визуализации медицинских изображений
Глаз, как физиологический объект, не может различить более 256 градаций яркости в пикселях серого изображения. В изображениях с большим разрешением в пикселе все зависит от того, какой диапазон значений, с какими методами обработки будет преобразован в конечный диапазон 256 градаций яркости (8 бит), которые могут корректно отобразить современные профессиональные мониторы.
Современные профессиональные мониторы, работающие в полном цветовом RGB диапазоне, имеют встроенные в монитор средства калибровки – 12-ти битные (4096 шагов) LUT (Look Up Table) таблицы преобразования, для каждого цвета в отдельности.
12-ти битный LUT позволяет реализовать идеально линейное, для глаза человека, изменение яркости изображения от величины визуализируемых пикселей.
Обратите внимание, что внутренние LUT таблицы монохромных “медицинских” мониторов всего 10-ти битные (т.е. 1024 шагов). Применение монохромных “медицинских” мониторов было обусловлено необходимостью просмотра затемненных областей необработанного изображения, реализуемого за счет дополнительной DICOM LUT (10-ти битной) таблицы монохромного монитора и нелинейной функциипреобразования, помещенной в DICOM LUT.
По техническим характеристикам матриц современные профессиональные цветные мониторы высокого разрешения превосходят монохромные “медицинские” мониторы, за исключением предельной яркости получаемых изображений (у монохромных мониторов она в 2 раза больше). На современном этапе развития нет необходимости в чрезмерном повышении яркости, по опыту авторов яркость профессиональных мониторов устанавливается на значении 50% (при контрастности 75%), а за счет математической обработки изображения и визуализации на мониторе во всем диапазоне видимости – в
256 градаций каждого цвета (или в 256 градациях серого), визуализация, даже самых затененных областей, не представляет трудностей.
Цифровая рентгенология. Методы получение изображение и преимущества перед традиционными технологиями.
В наше время основной принцип рентгенографии и флюроскопии заключается в формировании информационного содержания объекта на плёнке или флуоресцирующем экране точками, оптическая плотность которых отображает степень поглощение объектом икс-облучения.
Низкая квантовая эффективность плёнки причиняет применение больших экспозиционных доз, что приводит к лишнему радиационному облучению пациента. В свою очередь, ограниченный динамический диапазон плёнки препятствует одновременном передавании на одном снимке как мягких, так и плотных тканей, а также усложняет выбор оптимальной экспозиции.
Расходы на фотохимический процесс и фотопроявляемую технику продолжают рости и становятся решающими для многих клиник, что предопределяет заинтересованность в переходе на более дешевые способы регистрации рентгеновского изображения.Еще одним негативным фактором экранно-плёнковой рентгенографии это трудности содержания плёночного архива. Соответственно до мировой статистике, при сохранении в архивах до 20% рентгенограмм теряются или их трудно получить вовремя. Кроме того врачи-рентгенологи привязаны к процессу проявления плёнки, что, к тому же, требует некоторых затрат времени. Изображение не передаётся на расстояние. Брак, который не минуемо сопровождает выведение рентгенограмм, приводит к повторным обследованиям, а значит, увеличение лучевого нагрузки и трудовых затрат.
Другим способом формирования рентгеновского обследования это аналоговые электронно-оптические усиление изображения. При этом изображение. Которое сначала получают на флюоресциючому экране, проходит сквозь усилитель, где его яркость увеличивается в тысячи раз, и только после этого фиксируется приемочной телевизионной камерой с последующим выведением на экран монитора и видеомагнитофон. Безсомнительным преимуществом такой технологии это увеличение квантовой эффективности. И как следствие, уменьшение дозы облучения. Однако пространственно различительная способность данного изображения заметно уступает при рентгенографии.
Последнее время среди лучевых диагностиков активно обсуждается вопрос цифровой, или “дигітальної” регистрации, обработки и сохранению медицинских изображений.
Термин ” Цифровая рентгенография” применяется ко всем методам проекции рентгенографии, при которых изображение формируется, а потом обрабатывается электронно-обчеслительной машиной. Основным заданием подобного рода приспособлений это преобразование икс – лучевого рельефа на детекторе в набор цифровых данных.
Принцип формирования цифрового изображения на всех приборах одинаковый. Если на каждой единицы площади аналогового изображения рассчитать среднюю оптическую плотность и поставить ей соответствующие числовые значения, то получим изображение в виде цифровой матрицы. Единицу площади цифрового изображения называют пикселем (неологизм от picture – рисунок и cell – ячейка). Каждый пиксель имеет на матрице свой пространственные координаты (ряд и столбик). В памяти компьютера в двоичной системе численная (в битах) содержится информация про оптическую плотность и координаты каждого пикселя.
Пространственно различительная способность обычной рентгенографии обусловливается свойствами плёнки, флюоресциюючих экранов геометрической нерезкостью. В цифровом изображении она зависит от размеров пикселя, что предопределяет размер детекторов и матрицы изображения. Последнее чаще формируется на квадратной матрице и имеет число пикселей, пропорционально двум. Соответственно матрица может состоять из 512*512, 1024*1024 (1К), 2048*2048 (2К) или 4096*4096 (4К) пикселей. Изображение в матрице 1024*1024 требует вчетверо большего объема памяти для изображения, чем в матрице 512*512, а изображение 4096*4096 – большего в 64 раза. Соответственно и возрастает стоимость объема памяти в расчете на одно изображение, а также увеличивает время на очисление изображения, запись данных на носитель и передача. Таким образом, при очислении рентгеновского изображения действует правило: Изображение должно быть детальным насколько это необходимо, и грубим – насколько это допустимо.
Для отображения малаконтрастных объектов основным фактором есть контрастно различительная способность, что определяется количеством бит на пиксель. Для воспроизведения, например, 256 оттенков необходимо 8 бит на один пиксел. В разных случаях объём этой информации может составлять от 8 до 16 бит на пиксель. Большая разрешающая способность устройства позволяет при выведении из изображения на экран монитора изучать обследуемый объём в более широком динамичном диапазоне. Это означает, что в цифровых системах одновременно можно получать изображение мягких и твёрдых объектов с достаточно высокой различительной способностью за контрастностью, тоесть различать большое количество градаций серой шкалы. Пространственно различительная способность на практике определяется количеством пар линий, которые можно различить в 1 мм (единица измерения – пар линий /мм). Для рентгена граничной плёнке пространственно различительная способность наибольшая – 20 пар линий / мм. Для систем экрана – плёнка – 8 – 10 пар линий/мм. Для приборов с усилителем изображения (ЕОП, РЕОП) – 1 – 2 пари линий/мм. В цифровом изображении пространственно различительная способность в зависимости от детекторов и размеров пикселя составляет от 0.7 до 4 – 5 пар линий/мм.
Несмотря на то, что цифровое изображение поступаются аналоговому за пространственно различительной способностью, оно имеет ряд существенных преимуществ, главной из которых это высокая контрастно различительная способность в широком различительном диапазоне.
Существующие системы цифровой рентгенографии и те, что находятся на стадии разработки, делятся за принципом детектування икс-излучения на шесть основных видов:
1. Системы с очислением рентгеновского изображения, полученного с усилителей изображения.
2. Цифровая рентгенография на запоминающих люминофорах.
3. Полупроводниковых детекторов.
4. Цифровая рентгенография на основе многопроводной пропорциональной камеры.
5. Цифровая рентгенография на основе многокамерной технологии.
6. Системы цифрового сканирования рентгенограмм для апостериорной обработки.
Цифровая флюороскопия и рентгенография с экрана электронно-оптических преобразователей.
Самая распространенная технология это цифровая флюраскопия и рентгенография методом очисления электронного изображения. Эта технология используется 15 лет и, за данными изготовителей, в мире насчитывается приблизительно 10000 установок такого типа (из них в Европе – 2500).
В цифровой системе сигнал, который получают с видеокамеры, аналого-цифровым преобразователем трансформируется в набор цифровых данных и передаётся в накопительное устройство. Потом эти данные компьютер переводит в видимое изображение.
Различительная способность указанной технологии ограничивается линией пропускания телевизионной системы, применяемой в усилителе изображения (ПРЗ). Другим недостатком таких систем это маленький размер рабочего поля ПРЗ.
В наше время создано цифровые установки на основе ПРЗ для обследования органов грудной клетки. Как примером можно привести флюорограф ФСЦ – У – 01 (СП “Спектр АП” и ТОВ “ТАНА”).
Цифровая люминесцентная рентгенография (ЦЛР).
Второе место за распространённостью в мире заняла разработанная в начале 80 – х годов цифровая рентгенография на запоминающих минофорах. Метод основан на фиксации рентгеновского изображения экраном, покрытые специальным веществом. При экспозиции происходит запоминание информации люминофором в виде спрятанного изображения. Оно способно сохранятся долгое время (до 6 час.). Применённые в ЦЛР пластины – приемнике изображения после экспонирование икс-облучения последовательно, точка за точкой, сканируются специальным инфрокрасним или красным гелием – неоновым лазером, что стимулирует люминофор (отсюда другое название – “система на стимулированных люминофорах”), а световой пучок, что возникает в процессе лазерного сканирования, трансформируется в цифровой сигнал. Интенсивность светового пучка, как и у обычных экранов, пропорциональна числу икс – фотонов, поглощенных запоминающим люминофором. Скрытое изображение, которое осталось на экране, стирается интенсивным засвечиванием видимым светом, после чего экран можно многоразово использовать ещё.
выпускаются в стандартных форматах плёнки, вмещаются вместо обычных комплектов “плёнко-усилительный экран” в кассету и применяются в обычных рентгенодиагностических аппаратах.
Люминесцентные пластины – накопители имеют намного большую экспозицию, чем общепринятые комбинации плёнка – экран, благодаря чему заметно увеличивается интервал между недо – и переекспонуванням. Этим способом можно получить достаточно контрастные изображения даже при снижении экспозиционной дозы, нижней границей которой является уровень квантового шума. При этом обеспечивается емкость изображения до 8 бит/пиксель. Пространственно различительная способность люминесцентной цифровой рентгенографии определяется размером пикселя, что составляет от 0.1 * 0.1 мм при использовании запоминающих экранов не больше 20 * 20 см и до 0.2 * 0.2 мм в случае использования экранов размером 35 * 43 см.. И уже появилась публикация про создании матрицы с размером пикселя 0.1 мм с пространственно различительной способностью от 2.5 пар линий/мм (при размере пикселя 0.2 мм) до 5 – 6 пар линий/мм (при 0.1 мм) с пространственно различительной способностью от 2.5 пар линий/мм (при 0.1 мм). Эти технические характеристики пространственно различительной способности ничем не поступаются современным системам традиционной рентгенографии.
Примером современного рентгенодиагностического аппарата на основе фото стимулированной люминесценции может служить “Digiskan 2T Plus” (“Siemens”). При этом важно, что эту технологию можно применять, используя имеющийся парк аппаратов.
Цифровая полупроводимая рентгенография.
Считается, что качество цифрового изображения можно существенно облегчить, применяя метод прямой регистрации икс-облучения электронным детектором, который работает в непосредственной связи с компьютером.
Цифровая полупроводниковая рентгенография включает рентгенографию: цифровую селеновую; цифровую на основе полноформатной матрице; цифровую на основе линейки детекторов.
Селеновая рентгенография.
Одним из вариантов прямого детектирования икс-випроминювання это цифровая селеновая рентгенография. Основной частью такого прибора служит детектор в виде барабана, укрытого шаром аморфного селена. Под действием икс-облучения на поверхности селенового покрытия возникает электрический заряд (за принципом разряда в открытой цепи), размер которого зависит от энергии облучения. Дальше с помощью специальных преобразователей проводиться считывание сигнала и формирование цифровой матрицы изображения. Селеновую рентгенографию ныне используют только в системах для рентгенографии грудной клетки, например в установке “Thoravision” (“Philips”). Характерная для снимков грудной клетки высокая контрастность между легочными полями и позволяет при цифровой обработке сглаживается, не уменьшая при этом контрастности деталей изображения. Другое преимущество селенового детектора это соотношение сигнал/шум.
ВЫВОДЫ:
1. Обработка медицинских изображений не есть рисование нового на изображении, как считают некоторые, а есть, основанная на математике, технология выявления внутренних скрытых элементов изображения, практически не видимых без обработки.
2. Обработка медицинских изображений не искажает исходные данные, а позволяет выявить тонкие структуры органов при разных видах исследований, специально визуализированные и усиленные для качественной визуальной диагностики.
3. Визуализация обработанных медицинских изображений является обязательным первым шагом, особенно при сложных патологиях, для достоверной диагностики.
4. Обработка медицинских изображений позволяет использовать профессиональные “DICOM Ready” LCD мониторы для качественной визуализации диагностического процесса при более низкой совокупной стоимости владения (TCO).
