10.08.06 | Количественный параметр для объективного сравнения качества

О.Н. Моргун, К.Э. Немченко , Ю.В. Рогов Украина, OOO “Лаборатория рентгеновской медицинской техники”, г. Харьков

1.     Введение

Развитие компьютерной техники и ее внедрение в лучевой диагностике привело к тому, что цифровые рентгеновские аппараты уже не рассматриваются, как нечто фантастическое и являющееся делом далекого будущего. Цифровые флюорографы, маммографы, дентальные аппараты повсеместно устанавливаются в клиниках, что позволяет уже говорить о массовом внедрении цифровой рентгеновской техники. Более того, в настоящее время уже существует широкое многообразие аппаратов, изготавливаемых различными производителями и отличающимися друг от друга схемами визуализации рентгеновского изображения. Это поднимает вопрос о возможности объективного сравнения качества цифровых систем визуализации рентгеновского изображения

Одним из стандартных методов сравнения различных систем визуализации является определение их предела разрешающей способности. Этот метод заключается в субъективной оценке качества видимости на изображении специального объекта (миры) с заданным числом пар линий на единицу длины. При этом предел пространственного разрешения иногда ошибочно определяют исходя из размера пикселя, то есть области во входной плоскости, которая полностью попадает на один элементарный детектор. На самом деле частотно-контрастная характеристика детектора, люминофора или оптической системы может существенно ухудшать разрешение всей системы в целом. Поэтому, уменьшение размера элементарных детекторов не связано напрямую с улучшением диагностических свойств аппарата в целом. Действительно, улучшение разрешения только за счет уменьшения размера пикселя приводит к необходимости увеличения дозы рентгеновского излучения необходимого для обнаружения объекта размером с пиксель. Таким образом, остается открытым вопрос об излишнем уменьшении размера элементарных детекторов для аппаратов, главной целью которых является не обнаружение микрообразований, как, например, в маммографии, а объектов не очень маленького размера (порядка миллиметра), но малого контраста, как это требуется, например, во флюорографии. Здесь же необходимо отметить, что при постоянной дозе различимость объектов заданного размера не ухудшается при уменьшении размера пикселя, потому что при этом растет количество пикселей несущих информацию об объекте.

Другим стандартным методом сравнения систем визуализации является определение порогового контраста, то есть способности приборов различать малоконтрастные объекты заданного размера. При этом используют следующую методику. Во входной области прибора помещают объект заданного контраста и размера, и по полученному при определенной дозе изображению судят о видимости объекта. При этом различимость объекта оценивают субъективно, что является одним из главных недостатков этого метода.

Еще один, широко используемый метод сравнения систем визуализации – это сравнение квантовых эффективностей детектирования (КЭД), которые несут информацию о дополнительных шумах, вносимых в сигнал на всех этапах преобразования сигнала. Этот параметр (КЭД) обладает большим количеством достоинств. Он объективно определяется из экспериментов, учитывает вклад каждой ступени преобразования сигнала, и, поэтому, позволяет количественно сравнивать между собой различные схемы визуализации рентгеновского излучения, как на стадии проектирования, так и в уже выпускаемых приборах.

Основным неудобством при использовании КЭД является сложность его экспериментального определения, при котором необходимо использовать стабильные источники излучения, а также неоднозначность и несоответствие друг другу различных определений КЭД.

В предлагаемой работе предлагается для объективной оценки качества приборов использовать количественный параметр, характеризующий различимость объекта заданного контраста и размера при заданной входной экспозиционной дозе. Цифровое представление информации на изображении в современных рентгеновских аппаратах дает возможность легко определять этот параметр и использовать его для сравнения различных схем визуализации.

2.     Контрастная чувствительность как объективный параметр качества системы визуализации.

Способность систем визуализации различать объекты заданного размера и малого контраста всегда являлась одной из качественных сравнительных характеристик различных устройств. Эта характеристика использовалась в первых аналоговых телевизионных системах, при определении качества усилителей рентгеновского изображения [1], и используется сейчас, например, при определении контрастной чувствительности цифровых систем визуализации рентгеновского изображения [2] – [5].

Один из вариантов таких методов заключается в использовании специальных тестовых таблиц, содержащих последовательность объектов с постепенно меняющимся контрастом и размером [6] – [8]. Недостатком этого метода является то, что, исходя из структуры таблицы, наблюдатель уже знает, где должен находиться малоконтрастный объект, и это искажает объективность метода.

Другая методика таких измерений заключалась в том, что на входную плоскость прибора помещались в произвольных местах объекты круглой формы создающие заданный, например, однопроцентный, радиационный контраст при определенной экспозиционной дозе. На полученном снимке независимые наблюдатели должны были определить, видны или нет данные объекты на снимке, и где они находятся. Безусловно, этот метод обладает таким недостатком, как субъективность наблюдения, даже в случае большого числа наблюдателей.

В этой статье мы предлагаем использовать объективный вариант метода определения контрастной чувствительности прибора. Дело в том, что для цифровых систем визуализации итоговое изображение изначально находится в оцифрованном виде, и можно по этим данным определить принципиальную неразличимость объекта заданного размера и контраста при известном уровне шумов на изображении.

Предположим, что на изображении находится отличающийся от фона объект определенного размера. Возьмем, следуя [9], в качестве полезного сигнала отличие среднего сигнала , вычисленного по  пикселям, которые занимает объект (), от среднего , вычисленного по остальному изображению:

.                                                           (1)

Если мы предположим, что зрительный аппарат человека, пытаясь найти на изображении объекты заданного размера, усредняет сигнал от рядом лежащих  пикселей и соотносит всему объекту сигнал , то дисперсия распределения значений величины  по возможным совокупностям коллективов по  рядом лежащих пикселей будет равна

,                                                       (2)

где  – дисперсия сигнала, измеренная по пикселям.

Естественным теперь является введение отношения сигнал/шум для этого конкретного объекта:

.                              (3)

Как известно ([10], [11]), эта величина позволяет определять возможность обнаружения заданного объекта. Причем для этой величины были сделаны оценки [10] и проведены эксперименты [9], из которых следовало, что в качестве критического значения, определяющего порог различимости объекта, можно взять величину 

.                                                   (4)

Здесь мы ввели обозначение , использованное в работах [2] – [4].

С помощью соотношения (3) можно вычислить величину , которую обеспечивает конкретный прибор при определенной дозе, заданном радиационном контрасте и размере тест-объекта. Затем, из сравнения найденной величины  с критическим значением  или с такими же величинами, вычисленными для других приборов, судить о качестве прибора. Таким образом, величина , которую можно назвать «различимость порогового контраста», фактически является сравнительной характеристикой систем визуализации рентгеновского излучения.

Одним из главных достоинств такой величины является ее объективность, так как при его измерении не производится никаких субъективных наблюдений. Цифровое представление информации позволяет вычислять  непосредственно по изображению. Испытателю необходимо лишь обеспечить на входе заданную дозу и радиационный контраст за объектом заданного размера.

Еще одним из примечательных свойств этой величины является ее практическая независимость от размеров пикселя системы, а значит и разрешающей способности. Действительно, если уменьшить линейный размер пикселя в  раз, то количество пикселей, попавших в область объекта, возрастет в  раз. Следовательно, величина отношения  не изменится и различимость объекта не ухудшится. Отсюда также следует такой замечательный факт, как отсутствие необходимости повышения дозы для различимости объекта конечного размера в случае уменьшения размера пикселя.

Более того, параметр  одновременно содержит информацию о таких важных свойствах системы как пороговый контраст, шумы системы, и дозы на пациенте. В некотором смысле параметр  может заменить собой понятие КЭД на нулевой частоте исходя из следующих соображений.

Во-первых, потому что он определяет различимость объекта постоянной плотности содержащего очень большое количество пикселей и, поэтому, за исключением границ, основной частотой в полезном сигнале является очень низкая частота.

Во-вторых, как это следует из независимости  от размера пикселя, можно представить, что все реальные пиксели прибора в области объекта заменены одним большим пикселем совпадающим по размеру с объектом. Тогда из соотношения (3) для величины  получаем

.                                                              (5)

Здесь  – контраст объекта, , а  – это квантовая эффективность детектирования одиночного детектора, эксперимен-тальное определение которого подробно обсуждается, в частности, в [12]. Определенная по формуле (5) величина  аналогична той, которая использовалась в работах [2] – [4] для исследований свойств, в частности, усилителей рентгеновского изображения.

Аналогичным соотношением различимость порогового контраста  может быть связана с квантовой эффективностью детектирования, которая определяется по пиксельной дисперсии

.                                                        (6)

Здесь  уже «однопиксельная» квантовая эффективность детектирования, которая определяется по дисперсии сигнала  на одном снимке.

Таким образом, различимость порогового контраста  содержит в себе информацию о квантовой эффективности детектирования системы. При этом она, в отличие от КЭД, допускает достаточно простое экспериментальное определение. Поэтому мы предлагаем вместо используемой величины квантовой эффективности детектирования на нулевой частоте, которая или неоднозначно определяется, или требует сложного экспериментального измерения, использовать параметр различимости порового контраста.

Такой параметр, кроме всего прочего, позволит определять качество прибора во всей плоскости входного экрана. Для этого достаточно поместить, например, девять одинаковых тест–объектов во входной плоскости, а затем, измерив шумы и контраст этих объектов, вычислить значения  для разных областей входного поля.

3.     Заключение

В работе в качестве альтернативы используемым в настоящее время методикам сравнения систем визуализации рентгеновского изображения предложено использовать количественный параметр (3), характеризующий различимость объекта заданного размера и контраста при заданной дозе. Цифровое представление информации на изображении в современных рентгеновских аппаратах дает возможность легко определять этот параметр и использовать его для объективного сравнения различных схем визуализации.

В работе показано, что введенный параметр различимости порогового контраста содержит в себе информацию о квантовой эффективности детектирования системы (5), (6). При этом различимость порогового контраста, в отличие от квантовой эффективности детектирования, допускает достаточно простое экспериментальное определение.

Таким образом, в работе предлагается вместо используемой величины квантовой эффективности детектирования на нулевой частоте, которая либо неоднозначно определяется, либо требует сложного экспериментального измерения, использовать объективный параметр различимости объекта заданного контраста и размера при определенной дозе. Этот параметр имеет простой смысл (отношение сигнал/шум) и достаточно просто может быть определен при тестировании систем визуализации рентгеновского изображения.

Литература

1.       ГОСТ 26141-84 «Усилители рентгеновского изображения медицинских рентгеновских аппаратов. Общие технические требования. Методы испытаний».

2.       Блинов Н.Н., Мазуров А.И. // Мед. Техника. – 1999. – № 5. – С. 3 – 6.

3.       Катнер Б.М. // Мед. Техника. – 1999. – № 5. – С. 10 – 13.

4.       Блинов Н.Н., Козловский Э.Б., Лузин С.И., Первов А.Ю., Сонин А.Ф., Плутов И.Г., Родин В.И. // Мед. Техника. – 1999. – № 5. – С. 24 – 26.

5.       Владимиров Л.В. //Мед. Радиология. – 1981. – Т. 26, № 6. – С. 44 – 48.

6.       .Connoly P.A. // В сб. Quality Assurance and Patient Radiation Protection in Diagnostic Radiology. – Berlin. – 1996.

7.       Noel A. // В сб. The Expanding Role of Medical Physics in Diagnostic Imaging. – Madison, Wisconsin. – 1997. – P. 361 – 379.

8.       Sprawls P. // В сб. The Expanding Role of Medical Physics in Diagnostic Imaging. – Madison, Wisconsin. – 1997. – P. 1 – 16.

9.   H.Gfirtner // В сб. Quality Assurance and Patient Radiation Protection in Diagnostic Radiology. – Berlin. – 1996.

10.   Rose A.// J. Opt. Soc.Am. – 1948. – V. 38. – P. 196.

11.   Роуз А. Зрение человека и электронное зрение. – М. – 1977.

12.   Государственный стандарт Российской федерации «Характеристики электронно-оптических усилителей рентгеновского изображения». – М. – 2000.

1.     Введение

Развитие компьютерной техники и ее внедрение в лучевой диагностике привело к тому, что цифровые рентгеновские аппараты уже не рассматриваются, как нечто фантастическое и являющееся делом далекого будущего. Цифровые флюорографы, маммографы, дентальные аппараты повсеместно устанавливаются в клиниках, что позволяет уже говорить о массовом внедрении цифровой рентгеновской техники. Более того, в настоящее время уже существует широкое многообразие аппаратов, изготавливаемых различными производителями и отличающимися друг от друга схемами визуализации рентгеновского изображения. Это поднимает вопрос о возможности объективного сравнения качества цифровых систем визуализации рентгеновского изображения

Одним из стандартных методов сравнения различных систем визуализации является определение их предела разрешающей способности. Этот метод заключается в субъективной оценке качества видимости на изображении специального объекта (миры) с заданным числом пар линий на единицу длины. При этом предел пространственного разрешения иногда ошибочно определяют исходя из размера пикселя, то есть области во входной плоскости, которая полностью попадает на один элементарный детектор. На самом деле частотно-контрастная характеристика детектора, люминофора или оптической системы может существенно ухудшать разрешение всей системы в целом. Поэтому, уменьшение размера элементарных детекторов не связано напрямую с улучшением диагностических свойств аппарата в целом. Действительно, улучшение разрешения только за счет уменьшения размера пикселя приводит к необходимости увеличения дозы рентгеновского излучения необходимого для обнаружения объекта размером с пиксель. Таким образом, остается открытым вопрос об излишнем уменьшении размера элементарных детекторов для аппаратов, главной целью которых является не обнаружение микрообразований, как, например, в маммографии, а объектов не очень маленького размера (порядка миллиметра), но малого контраста, как это требуется, например, во флюорографии. Здесь же необходимо отметить, что при постоянной дозе различимость объектов заданного размера не ухудшается при уменьшении размера пикселя, потому что при этом растет количество пикселей несущих информацию об объекте.

Другим стандартным методом сравнения систем визуализации является определение порогового контраста, то есть способности приборов различать малоконтрастные объекты заданного размера. При этом используют следующую методику. Во входной области прибора помещают объект заданного контраста и размера, и по полученному при определенной дозе изображению судят о видимости объекта. При этом различимость объекта оценивают субъективно, что является одним из главных недостатков этого метода.

Еще один, широко используемый метод сравнения систем визуализации – это сравнение квантовых эффективностей детектирования (КЭД), которые несут информацию о дополнительных шумах, вносимых в сигнал на всех этапах преобразования сигнала. Этот параметр (КЭД) обладает большим количеством достоинств. Он объективно определяется из экспериментов, учитывает вклад каждой ступени преобразования сигнала, и, поэтому, позволяет количественно сравнивать между собой различные схемы визуализации рентгеновского излучения, как на стадии проектирования, так и в уже выпускаемых приборах.

Основным неудобством при использовании КЭД является сложность его экспериментального определения, при котором необходимо использовать стабильные источники излучения, а также неоднозначность и несоответствие друг другу различных определений КЭД.

В предлагаемой работе предлагается для объективной оценки качества приборов использовать количественный параметр, характеризующий различимость объекта заданного контраста и размера при заданной входной экспозиционной дозе. Цифровое представление информации на изображении в современных рентгеновских аппаратах дает возможность легко определять этот параметр и использовать его для сравнения различных схем визуализации.

2.     Контрастная чувствительность как объективный параметр качества системы визуализации.

Способность систем визуализации различать объекты заданного размера и малого контраста всегда являлась одной из качественных сравнительных характеристик различных устройств. Эта характеристика использовалась в первых аналоговых телевизионных системах, при определении качества усилителей рентгеновского изображения [1], и используется сейчас, например, при определении контрастной чувствительности цифровых систем визуализации рентгеновского изображения [2] – [5].

Один из вариантов таких методов заключается в использовании специальных тестовых таблиц, содержащих последовательность объектов с постепенно меняющимся контрастом и размером [6] – [8]. Недостатком этого метода является то, что, исходя из структуры таблицы, наблюдатель уже знает, где должен находиться малоконтрастный объект, и это искажает объективность метода.

Другая методика таких измерений заключалась в том, что на входную плоскость прибора помещались в произвольных местах объекты круглой формы создающие заданный, например, однопроцентный, радиационный контраст при определенной экспозиционной дозе. На полученном снимке независимые наблюдатели должны были определить, видны или нет данные объекты на снимке, и где они находятся. Безусловно, этот метод обладает таким недостатком, как субъективность наблюдения, даже в случае большого числа наблюдателей.

В этой статье мы предлагаем использовать объективный вариант метода определения контрастной чувствительности прибора. Дело в том, что для цифровых систем визуализации итоговое изображение изначально находится в оцифрованном виде, и можно по этим данным определить принципиальную неразличимость объекта заданного размера и контраста при известном уровне шумов на изображении.

Предположим, что на изображении находится отличающийся от фона объект определенного размера. Возьмем, следуя [9], в качестве полезного сигнала отличие среднего сигнала , вычисленного по  пикселям, которые занимает объект (), от среднего , вычисленного по остальному изображению:

.                                                           (1)

Если мы предположим, что зрительный аппарат человека, пытаясь найти на изображении объекты заданного размера, усредняет сигнал от рядом лежащих  пикселей и соотносит всему объекту сигнал , то дисперсия распределения значений величины  по возможным совокупностям коллективов по  рядом лежащих пикселей будет равна

,                                                       (2)

где  – дисперсия сигнала, измеренная по пикселям.

Естественным теперь является введение отношения сигнал/шум для этого конкретного объекта:

.                              (3)

Как известно ([10], [11]), эта величина позволяет определять возможность обнаружения заданного объекта. Причем для этой величины были сделаны оценки [10] и проведены эксперименты [9], из которых следовало, что в качестве критического значения, определяющего порог различимости объекта, можно взять величину 

.                                                   (4)

Здесь мы ввели обозначение , использованное в работах [2] – [4].

С помощью соотношения (3) можно вычислить величину , которую обеспечивает конкретный прибор при определенной дозе, заданном радиационном контрасте и размере тест-объекта. Затем, из сравнения найденной величины  с критическим значением  или с такими же величинами, вычисленными для других приборов, судить о качестве прибора. Таким образом, величина , которую можно назвать «различимость порогового контраста», фактически является сравнительной характеристикой систем визуализации рентгеновского излучения.

Одним из главных достоинств такой величины является ее объективность, так как при его измерении не производится никаких субъективных наблюдений. Цифровое представление информации позволяет вычислять  непосредственно по изображению. Испытателю необходимо лишь обеспечить на входе заданную дозу и радиационный контраст за объектом заданного размера.

Еще одним из примечательных свойств этой величины является ее практическая независимость от размеров пикселя системы, а значит и разрешающей способности. Действительно, если уменьшить линейный размер пикселя в  раз, то количество пикселей, попавших в область объекта, возрастет в  раз. Следовательно, величина отношения  не изменится и различимость объекта не ухудшится. Отсюда также следует такой замечательный факт, как отсутствие необходимости повышения дозы для различимости объекта конечного размера в случае уменьшения размера пикселя.

Более того, параметр  одновременно содержит информацию о таких важных свойствах системы как пороговый контраст, шумы системы, и дозы на пациенте. В некотором смысле параметр  может заменить собой понятие КЭД на нулевой частоте исходя из следующих соображений.

Во-первых, потому что он определяет различимость объекта постоянной плотности содержащего очень большое количество пикселей и, поэтому, за исключением границ, основной частотой в полезном сигнале является очень низкая частота.

Во-вторых, как это следует из независимости  от размера пикселя, можно представить, что все реальные пиксели прибора в области объекта заменены одним большим пикселем совпадающим по размеру с объектом. Тогда из соотношения (3) для величины  получаем

.                                                              (5)

Здесь  – контраст объекта, , а  – это квантовая эффективность детектирования одиночного детектора, эксперимен-тальное определение которого подробно обсуждается, в частности, в [12]. Определенная по формуле (5) величина  аналогична той, которая использовалась в работах [2] – [4] для исследований свойств, в частности, усилителей рентгеновского изображения.

Аналогичным соотношением различимость порогового контраста  может быть связана с квантовой эффективностью детектирования, которая определяется по пиксельной дисперсии

.                                                        (6)

Здесь  уже «однопиксельная» квантовая эффективность детектирования, которая определяется по дисперсии сигнала  на одном снимке.

Таким образом, различимость порогового контраста  содержит в себе информацию о квантовой эффективности детектирования системы. При этом она, в отличие от КЭД, допускает достаточно простое экспериментальное определение. Поэтому мы предлагаем вместо используемой величины квантовой эффективности детектирования на нулевой частоте, которая или неоднозначно определяется, или требует сложного экспериментального измерения, использовать параметр различимости порового контраста.

Такой параметр, кроме всего прочего, позволит определять качество прибора во всей плоскости входного экрана. Для этого достаточно поместить, например, девять одинаковых тест–объектов во входной плоскости, а затем, измерив шумы и контраст этих объектов, вычислить значения  для разных областей входного поля.

3.     Заключение

В работе в качестве альтернативы используемым в настоящее время методикам сравнения систем визуализации рентгеновского изображения предложено использовать количественный параметр (3), характеризующий различимость объекта заданного размера и контраста при заданной дозе. Цифровое представление информации на изображении в современных рентгеновских аппаратах дает возможность легко определять этот параметр и использовать его для объективного сравнения различных схем визуализации.

В работе показано, что введенный параметр различимости порогового контраста содержит в себе информацию о квантовой эффективности детектирования системы (5), (6). При этом различимость порогового контраста, в отличие от квантовой эффективности детектирования, допускает достаточно простое экспериментальное определение.

Таким образом, в работе предлагается вместо используемой величины квантовой эффективности детектирования на нулевой частоте, которая либо неоднозначно определяется, либо требует сложного экспериментального измерения, использовать объективный параметр различимости объекта заданного контраста и размера при определенной дозе. Этот параметр имеет простой смысл (отношение сигнал/шум) и достаточно просто может быть определен при тестировании систем визуализации рентгеновского изображения.

Литература

1.       ГОСТ 26141-84 «Усилители рентгеновского изображения медицинских рентгеновских аппаратов. Общие технические требования. Методы испытаний».

2.       Блинов Н.Н., Мазуров А.И. // Мед. Техника. – 1999. – № 5. – С. 3 – 6.

3.       Катнер Б.М. // Мед. Техника. – 1999. – № 5. – С. 10 – 13.

4.       Блинов Н.Н., Козловский Э.Б., Лузин С.И., Первов А.Ю., Сонин А.Ф., Плутов И.Г., Родин В.И. // Мед. Техника. – 1999. – № 5. – С. 24 – 26.

5.       Владимиров Л.В. //Мед. Радиология. – 1981. – Т. 26, № 6. – С. 44 – 48.

6.       .Connoly P.A. // В сб. Quality Assurance and Patient Radiation Protection in Diagnostic Radiology. – Berlin. – 1996.

7.       Noel A. // В сб. The Expanding Role of Medical Physics in Diagnostic Imaging. – Madison, Wisconsin. – 1997. – P. 361 – 379.

8.       Sprawls P. // В сб. The Expanding Role of Medical Physics in Diagnostic Imaging. – Madison, Wisconsin. – 1997. – P. 1 – 16.

9.   H.Gfirtner // В сб. Quality Assurance and Patient Radiation Protection in Diagnostic Radiology. – Berlin. – 1996.

10.   Rose A.// J. Opt. Soc.Am. – 1948. – V. 38. – P. 196.

11.   Роуз А. Зрение человека и электронное зрение. – М. – 1977.

12.   Государственный стандарт Российской федерации «Характеристики электронно-оптических усилителей рентгеновского изображения». – М. – 2000.