Изображение

	Размерность	Простран­ ственные характеристики	Размерность	Градационные характеристики	Размерность	Временные характеристики	Размерность
яРзГ ^ ЯЕ** <Г: '	(соответствует определяемым величинам)	Размер поля входного выходного	(мм х мм) (мм х мм)	Контрастная чувствитель­ ность	(%)	Инерционность	(мс)
Ifv . i, • wb ** 1	и (Кд/м2)	Пространствен­ное разрешение *	(ММ'1)	Коэффициент сохранения контраста	(%)	Динамическая нерезкость	(мм)
BP-	<’> ...	Геометрические искажения (ди- сторсия)	(%)	Динамический диапазон	(-)	Временное разрешение	(Гц)
ЙИР,	(%)			Отношение сиг- нал-шум	(dB)

п

ГУ' вых

^Кп~-у~ (1.13)

вх

В_вых - яркость на выходе (кандел/м²), Р_вх - мощность дозы на входе (мкГр/с). Так, н; мер К_а плоского усилителя “Круиз” составляет 1,4x10'² кд/м²/мГр/с. Данная характеристик нако, практически бессмысленна при работе с цифровыми приемниками изображения, на вь которых мы имеем двумерный цифровой массив, а яркость выходного изображения просто; сит от регулировки монитора. Коэффициент преобразования К_п сохраняет свое значение дл рактеристики аналоговых преобразователей, которые чаще всего присутствуют в любой ц» вой системе (флюоресцентные экраны, световые и рентгенойСкие электронно-оптические nj разователи и т. п.). Аналогичным образом, в цифровых системах утрачивают свое абсолютное чение такие энергетические параметры, как яркость и оптическая плотность почернения. Г| тие неравномерности сигнала но полю в равной степени присуще как цифровым, так и ана4 вым изображениям. Этот энергетический параметр не претерпевает изменений при перехй дискретизации. §

В современных цифровых преобразователях для характеристики преобразования вхой ход обобщающей характеристикой качества изображения является “квантовая эффективное^ тектора” (detective quantum efficiency - DQE) [8] и ее зависимость от пространственных час] Одно из определений квантовой эффективности приемника сводится к следующему | смотрим модель приемника, в котором можно пренебречь аппаратными шумами и предг| жить, что квантовый шум потока рентгеновских квантов (с плотностью q₀), попадающих на д ктор - счетчик фотонов определяется случайными флуктуациями потока фотонов и характс зуется распределением Пуассона. В этом случае стандартное отклонение (корень из диспер квантовых шумов) ст_вх пропорцонально ГГ- Уровень полезного сигнала на входе детектор! пропорционален плотности потока рентгеновских фотонов q₀, и отсюда следует, что отноше сигнал/шум на входе детектора Q_BX = S_BX/o_BX изменяется пропорционально ГГ,-

В реальных условиях детектор поглощает только часть из попавших на его поверх» фотонов, которая определяется коэффициентом эффективного поглощения фотонов в лете: ре С учетом этого обстоятельства можно записать выражение для квадрата отношения нал/шум (отношения сигнал/шум по мощности) на выходе детектора:

s

-'вых

L (i.i4)

В литературе Q²_BIj,_x, которое определяет число эффективно поглощенных рентгеново фотонов, обычно называют эквивалентным квантовым шумом.

В этом случае под DQE понимают нормированное к плотности потока фотонов на ва детектора выходное отношение сигнал/шум по мощности: _;

DQE^Qljq, (1.15)

что в наше случае, с учетом (1.14), приводит к соотношению DQE=^.

Таким образом, для рассматриваемой модели приемника, DQE определяется коэффй ентом эффективного поглощения фотонов С учетом того, что отношение сигнал/шум по м< ности на входе детектора равно q₀, представленное выражение для DQE (1.15) можно перепис в следующем виде:

DQE = QlJQl ■ ₍пб)

I

Из полученного равнества следует, что квантовая эффективность приемника определя ся отношением сигнал/шум по мощности на выходе и входе детектора, соответственно. Это | одно из возможных определений DQE. Очевидно, что в реальных условиях DQE всегда мен| единицы. I

эанственные характеристики изображений. Важнейшей пространственной харак- ^традплполкых рентгеновских изображений является пространственная разрешаю- :ость. гг он и м аем ая. как наибольшее число линий стопроцентного контраста, разде- гмн нм промежутками нулевого контраста, различаемых на изображении тестовой ой структуры - миры разрешающей способности. Размерность: пары линий на мил- мм

•аналогезъ:>: систем преобразования подобный тест (рис. 1.9) достаточно однозначно :ует способ:-:-:сть системы передавать мелкие детали, однако эта однозначность утра- : только осуществляется переход к дискретным детекторам. Действительно, рассмо- зая наложения тестовой структуры пространственного разрешения на пикселы дис- .темы: параллельно грани пикселов h и под углом 45 \ Очевидно, что в первом при- едельной разрешаемой частотой для параллельного размещения будет та. которая гт одной линии на пиксел. Это значит, что ширина линии и промежутка равна пнк- “вительности разрешающая способность из-за дополнительных потерь во всей сис- ■сказывается несколько меньше). Рассмотрим теперь разрешение этой же тестовой она расположена под углом 45 ° к граням пиксела. Пара “линия + промежуток" в этом Перекрывает полностью всей площади двух пикселов. Это означает, что пространст- ■шение может оказаться больше количественно на коэффициент, равный ^2. Прове- ерименты подтвердили этот феномен. На сканирующих цифровых системах МЦРУ получено для случая 0 ° р=0,6 мм¹, для случая 45 р=0,9 мм⁴.

Х’К. ■■■ ■ W ₀

однозначности определения следует либо жестко установить в методе измерении по- зшры относительно граней пиксела, либо изменить форму тест объекта, вместо протя- ош применять тест в форме квадрата или круга. При этом следует иметь в виду, что ‘транственного разрешения, определяемого зрительным анализатором, в случае ли- ТЙйли кругов будет различаться на некий коэффициент, зависящий от способности ’анализатора дифференцировать слабые различия в объектах различной формы. ^!ывает, что эти различия укладываются в 15%. Необходима разработка и утверждение рекомендаций по оценке разрешающей способности цифровых систем, в основу южены рассмотренные выше особенности. Принимаем при сравнении различных си- 5шающей способности друг с другом полосчатую миру (рис. 1.9, М1), располагаемую „-грани пиксела, если значения угла особо не оговаривается. Разрешающую способ­ных детекторов принято характеризовать матрицей дискретизации: количеством ■Квризонтальном и вертикальном направлениях, либо в случае сканирования, количе- Зюв в линейке и количеством строк (например, ПЗС - матрица фирмы Kodak 1300 L .ение 1300x1028 пикселов). Все прочие пространственные характеристики (разме- эметрические искажения) сохраняют свою однозначность как при аналоговых, так и ; системах регистрации.

Т

•1 хЮО

ку дисторсии Ag производят с помощью испытательной тест-таблицы, представля- ‘нтгеноконтрастную сетку из квадратов и рассчитывают по соотношению 4*-

(1.17)

значения наибольшей и наименьшей диагонали квадрата тест-таблицы, ^нные характеристики изображений. Контраст цифрового изображения аналоги- "в пленочной рентгенографии за исключением того, что он может быть произвольно ичен. При использовании цифровых методов визуализации рентгеновского лзо- 'дрёаяизуются [32, 283] два способа изменения контрастности: линейный и нелинейный. *?ое увеличение контрастности сводится к изменению яркости элементов аналпы:- <ения путем увеличения каждого значения яркости на фиксированный : е г оп- ' .тате производится расширение диапазона значений яркости. На самс м д-c.cr уе г-

личение яркости оказывается нелинейным, т.к. изменение яркости элементов изображения (п кселов) реализуется с ограничением. Выход за границы наперед заданного диапазона, определ емого количеством уровней квантования при оцифровке информации в детекторе рентгеновск го излучения, приводит к нелинейному изменению яркости. Этот диапазон характеризуется в личиной шкалы градаций серого при отображении информации на экране монитора, а также п раметрами математической обработки. В частности, для большинства отечественных цифровь флюорографов значение яркости обрабатываемого рентгеновского изображения находится в Д1 апазоне 0-255, что соответствует восьмиразрядному представлению яркости каждого пиксел. Условия ограничения диапазона могут быть формализованы: *

^вых Гвыл При R,_paIi 1, ^ Г_Пых RrpaH в (1.18)

^вых ^— Rrpan в ПрИ 1_вых Rppan в (1.19)

Гвых = Rppan и ^ПР^И Гаых > &гран н (¹ -²⁰)

^гД^{е г}вых ~ величина первичного преобразуемого значения яркости, R_rpaH „ и R_{rpaH в} - нижня^ и верхняя граница диапазона яркостей.

Увеличение яркости изображения возможно путем нелинейного регулирования контраст; ности. Существует большое число алгоритмов нелинейного управления контрастностью путем приведения исходного распределения яркостей (“гистограммы распределения яркостей”) к вы­бранному виду [104]. Представим, что плотность распределения яркостей описывается в преде­лах Rrpau „ и R_rpaHB функцией f(r_BX). Необходимо в этом диапазоне яркостей привести указанную функцию к виду g(r_BbIX) при неизменном числе пикселов. Постоянство количества точек в про­цессе обработки формализовано в виде

.'ЧЧ

^{! F}z(^x>y)^exv-А^ых^х+®_уу) ^dxdy 49

Ж¹ 5

иЯЯШЁШИШШШЯШп 55

ТУТ 13

I

Контрастная чувствительность АВ. Под контрастной чувствительностью понимается,] определяемая зрительным анализатором, выраженная в %, минимальная разница в значениях | визуализированного изображения тест-объекта круглой формы, размеры которого достаточны,| чтобы исключить возможное влияние на контраст пространственной частоты (диаметром не ме- -| нее-45 мм). Подобное определение, в принципе, применимо и при цифровых методах формиро-| вания рентгеновских изображений с той разницей, что в пленочной рентгенограмме оптималь-1 ные условия для зрительного анализатора создаются оптической плотностью почернения плен­ки, выбором яркости негатоскопа, а в цифровой системе обеспечиваются принципиальные воз­можности программного выделения малых контрастов. Таким образом, контрастная чувстви­тельность цифровых систем зависит не только от свойств детектора и рентгенопреобразующей системы, но также и от примененного математического алгоритма обработки. Контрастная чув­ствительность обратно пропорциональна шуму системы и соответствует примерно уровню по­лезного сигнала, превышающего суммарный шум в 1 ,5-5,0 раз.

= J^2Hn.xl00% (1.24)

В

В пленочной рентгенографии в реальных условиях проведения медицинского исследова­ния контрастная чувствительность имеет значение не ниже 2%. Если в пленочных системах ву­аль пленки воспринимается как лсстсянкыг: глум, который не может быть исключен при анали-

:ти. то в цифровых системах достаточно просто исключаются ма-

глтраста. К_к. В цифровых системах имеются некоторые воз- ; и - —- : дну зяжную градационную характеристику, называемую коэффици-

' - т?с: тЭт: г коэффициент представляет собой отношение контраста тест у:: т ■ з 'де к его контрасту на входе. Если априорно известно, что ко­не/ с : г::: системы не превышает 0,95, математически можно учесть это

J

L-'-

в_

. (для пленочной рентгенографии - фотографическая широта) ^п.нмзпснын диапазон перепада сигналов, при котором сохраняется линей- : нс:_с снданную контрастную чувствительность. В России многие годы сохра- .. А. ЬАеммом методика определения динамического диапазона Д_д по тест - •мйтгпзаетея 5% перепады контраста, которые и приняты за контрастную чув- при определении динамического диапазона. В общем виде:

(1.25)

ГП1Г.

-

(1.26)

Вщзх и B_mm удовлетворяют условию:

+ &^эт-^впж ^<В_Р< ^в_тт+^ш.В_тт

Э

Лэт.

- линейный участок, Дэт. - эталонный уровень контрастной чувствительности, по 3= 0,05.

Ценные определения и методика, плохо применимы к условиям цифровой рентгено- !®ровых системах динамический диапазон по максимуму ограничен числом разря- Йания сигнала детектора. Если, например, система обеспечивает 8 бит квантования, 5Г, что в ней может быть воспроизведено максимум 2⁸= 256 уровней сигнала, если 10 и т.д., а это зйачит что динамический диапазон не может быть больше числа уровней Как правило, он оказывается существенно меньше в зависимости от уровня шума ** ОТ заданного эталонного перепада контраста. В результате число уровней квантования |Шегда выбирают заведомо больше ожидаемого динамического диапазона, чтобы не дискретностью квантования градационных характеристик системы.

(Эталонное значение А эт. = 0,05 для цифровых систем, способных к передаче весьма малых зон контраста (1-1,5%), представляется чрезмерным. В качестве эталонного значения мо- &£ть рекомендован уровень, присущий стандартной рентгенограмме (2,0%).

Лл* определения контрастной чувствительности, применяется [27] тест-объект ТКЧ-01, со- |й набор дисков диаметром 15 мм, обеспечивающий уровни изменения контраста 0,5%, Щ2%, 3%,4%. Тест-объект устанавливается во входной плоскости детектора. На излучате- -юается режим 70+10 кВ, дополнительный фильтр 20 мм А1 (или 1 мм Си). Этот режим /ет требованиям МЭК-601 и обеспечивает слой половинного ослабления. Д_1/2 = 7 мм А1. „'На.рис. 1.9 приведены рисунки тест-объектов ТКЧ-01 для определения контрастной чув- чгости и МР-1 для определения пространственного разрешения в диапазоне 0,7-5,0 мм'¹. Отношение сигнал/шум Этот градационный параметр косвенно связан с динамиче- газоном и характеризует возможное превышение уровня полезного сигнала по отноше- лмарному шуму системы.. Иод термином “сигнал”, следуя Роузу 12(У\, понимается при ЛОСДЪ средними числами ротонов в рабочей воне ивображения и -в воне фона, а

мйном “шум” среднеквадратичное отклонение разности за один и тот же интервал:

=

в

I

Е,

ых

Ценное в децибелах, значение ¥ для рентгенопреобразующих систем при методе из­ъяном в ГОСТ 26141-84, принимает вид:

6,5У_С,

'

(1.27)

Р...

Временные характеристики изображений. Реакция радиационного преобразователя изс| бражения зависит от скорости физических процессов в его элементах. Эта реакция характеризуй ется временем нарастания и спада сигнала в его элементах при скачкообразном изменении моп| ности дозы на входе преобразователя. В частности, инерционность системы определяется времен нем, определенного в % спада сигнала от момента скачкообразного прекращения излучения. Вре| менное разрешение определяется временной частотой, при которой сохраняется определенны!! уровень контраста (например, 2%) при 100% контрасте на входе и выражается в Гц. При опредея лении временного разрешения предполагается синусоидальная модуляция входного сигнала, к< торую в рентгеновских преобразователях практически невозможно достигнуть, поэтому времен^ ное разрешение измеряется по прерыванию входного сигнала, что тоже не обеспечивает одно) значности из-за инерционности коммутирующих цепей рентгеновского источника или, если пре­рывание излучения осуществляется затворами, ограниченной скоростью затвора. Динамическая нерезкость изображения рентгенодиагностических систем определяется движением органа в процессе исследования. Если это рентгенография, то динамическая нерезкость связана с длит тельностью экспозиции, если рентгеноскопия, то с инерционностью системы преобразования.

Параметры цифровых изображений рентгенопреобразующих систем. Проведенный анализ и результаты экспериментальных исследований позволяют предложить систему характер ристик, присущих цифровым рентгенопреобразующим системам в отличие от общепринятой си­стемы параметров, характеризующих аналоговые изображения, приведенные в таблице 1.151 Предлагаемый ряд, также как и приведенный в таблице 1.14. разделяется на ^четыре групп: энергетические, пространственные градационные и временные. Из перечня исключены хараюп ристики, определение которых в цифровой форме затруднено, носит неоднозначный характе либо теряет смысл. Введен ряд новых параметров, присущих исключительно цифровым изобра­жениям: квантовая эффективность, матрица разложения по горизонтали и вертикали, количест­во уровней квантования, время строки, время сканирования, приведенный размер пиксела и т п.'

Таблица 1.15. Параметры цифровых рентгеновских изображений, определяющие характеристики

рентгенопреобразующих систем.

/ Энергетические характеристики	Размерность	Пространственные характеристики	Размерность	Градационные характеристики	Размерность	Временные характеристики	Размерность
Квантовая эффективность	(%)	Размер входного поля	(мм х мм)	Контрастная чувст­вительность	(%)	Инерционность	(мс)
Коэффициент преобразования	(%)	Пространственное разрешение по горизонтали по вертикали	(мм1)	Коэффициент со­хранения контраста	(%)	Время экспозиции	(с)
Доза на кадр в плоскости детектора	(мкГр)	Геометрические ис­кажения (дисторсия)	(%)	Динамический диа­пазон	(■)	Время строки (для сканирующих систем)	(мс)
Неравномерность по полю	(%)	Приведенный к входному полю раз­мер пиксела Количество пиксе­лов по гооизонтали Количество строк или пиксегов по вертикали	(мкм) (штук) (штук)	Отношение сигнал - шум Количество разря­дов квантования	(dB) (-)	Время сканирования (для сканирующих си­стем) Количество кадров в секунду Время перерывов ме­жду кадрами	(CI (КС 1

внешне подобных аналоговым, приобретает несколько иной смысл и требует измерения: пространственное разрешение, контрастная чувствительность. По : р;: вых методов преобразования медицинских рентгеновских изображений пе- : в и методов их определения должен дополняться и уточняться, поскольку циф- врнл находится в стадии интенсивного развития.

2. Ц

   ■JRJX

   ;е:н

   ифровые рентгенодиагностические аппараты

Цифровые рентгенодиагностические аппараты можно классифицировать в соответствии '.'главу 1.4.) с типами применяемых приемников рентгеновского изображения. Приведем ни- *:основные характеристики серийно выпускаемых цифровых аппаратов различных конструк- По данным фирм-изготовителей.

Устройства со стимулирующими люминофорами. Несколько основных типов этих уст- ств приведены в таблице 1.16.

' " Устройства с оптическим переносом. В этих целях используются ПЗС - матрицы, на ко- j’oio предается изображение путем оптического переноса с люминесцентных экранов. Для уве- тсния эффективности производители иногда применяют несколько ПЗС матриц. Примеры «клюк данного типа приведены в таблице 1.17.

■/;-,

V. Таблица 1.16. Устройства для цифровой рентгенографии со стимулированными люминофорами.

Производитель Тип

экрана, мм