Общие сведения о визуализации медицинских изображений

Техническое оснащение медицинской диагностики постоянно претерпевает изменения, которые связаны с общим интересом к технологии получения информации об окружающем мире. Особенно ощутимые поправки в последнее десятилетие произошли в медицинской интроскопии [4] – разделе диагностики, связанном с использованием методов и устройств для исследования внутренних органов пациентов, которые нельзя проанализировать визуально. Возможности такого анализа появились в связи с использованием для получения изображений различных физических полей (электромагнитных, ультразвуковых и корпускулярных). Техника медицинской визуализации, использующая эти поля, получила в настоящее время широкое развитие. Для примера стоит упомянуть методы визуализации рентгеновских и гамма-излучений, на базе которых разработан целый парк систем медицинской диагностики. Способы визуализации ультразвуковых полей нашли воплощение в системах регистрации акустических колебаний, применяемых в медицине и биологии.

Широкое применение в медицине нашло звуковидение – совокупность методов и средств для получения оптического изображения ультразвукового поля, возникающего в результате взаимодействия упругих акустических волн с объектом. Большое разнообразие концепций построения аппаратуры для получения ультразвукового изображения 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.

Рис. 2. 1. Принцип визуализации изображения:
1 – объект; 2 – система визуализации; 3 – наблюдатель

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. 2.1. Прошедшее, отраженное или испускаемое исследуемым объектом излучение промодулировано по одному или нескольким параметрам свойствами исследуемого объекта и содержит определенную информацию о нем. Под изображением будем понимать двухмерное 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.

При формировании невидимого изображения основная задача состоит в том, чтобы при минимальной мощности физического поля обеспечить с максимальной подробностью передачу в изображении информации о внутренней структуре и состоянии исследуемого объекта.

Система визуализации в ряде случаев должна передать исходное изображение на устройство воспроизведения без искажений (подобно). Часто помимо 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. Система визуализации разрабатывается для достаточно широкого класса изображений, поэтому ее параметры должны обеспечивать пропускание изображения без искажений по информационным свойствам.

Параметры визуализированного изображения в свою очередь должны быть согласованы со свойствами зрительного анализатора, т. е. изображение необходимо представить 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.

Получение ультразвуковых изображений внутренних структур биологических объектов основано на применении ультразвукового поля, формируемого в средах, обладающих упругостью. Для исследования биологических объектов используются продольные волны ультразвукового диапазона частот, при распространении которых направления колебаний частиц среды и движения волны совпадают.

Продольные ультразвуковые волны в средах распространения характеризуются скоростью, коэффициентом затухания и коэффициентом отражения волн от границ сред, обладающих различным акустическим сопротивлением – импедансом. Все эти характеристики в зависимости от способа их регистрации могут быть использованы для формирования теневых, эхолокационных, голографических и других видов ультразвуковых изображений. Однако на практике наибольшее распространение получили ультразвуковые эхоизображения, формируемые методом эхоимпульсной локации. В основу последнего метода заложено свойство ультразвуковых волн сохранять постоянство вектора скорости при распространении в биологических средах, независимо от их макроструктуры. Это происходит потому, что скорость ультразвуковых волн в биологических жидкостях и мягких тканях определяется главным образом их составом и крайне слабо зависит от структурных особенностей и анизотропии среды. Только в костной ткани зависимость скорости ультразвука от структуры становится значительной [5]. В мягких биологических тканях и органах скорость ультразвуковых волн в среднем равна 1540 м/с и в используемом диапазоне практически не зависит от частоты. Постоянство вектора скорости и отсутствие частотной дисперсии позволяют использовать импульсные эхосигналы, получаемые направленным ультразвуковым зондированием исследуемой среды, для формирования эхоизображений анатомических сечений исследуемых объектов.

Ультразвуковые изображения несут информацию о незначительных изменениях акустических параметров сред (порядка 1…2 %) и позволяют визуализировать структурно-топологические взаимоотношения внутренних органов и мягких тканей, включая текстуру тканей. Кроме того, используемые дозы ультразвукового излучения практически безвредны для любого организма. Многочисленные исследования показали [5], что повреждающие биоэффекты не проявляются при интенсивностях ультразвука (средних по времени и пиковых по пространству) менее 0. 1 Вт/см2, а также, когда произведение интенсивностей и времени облучения (экспозиция) ультразвуком не превышает 50 Дж/см2. Следует отметить, что ультразвуковая визуализация имеет некоторые преимущества перед другими ее видами. К числу этих преимуществ можно отнести следующие [6]:

1. При уровнях экспозиции, соответствующих данной степени риска для пациентов, ультразвук способен обеспечить значительно большее отношение сигнал/шум в изображении, чем системы медицинской визуализации, основанные на применении ионизирующего излучения. На практике именно отношение сигнала к шуму и его влияние на такие параметры, как разрешение по контрасту, в конечном счете определяют минимальную дозу облучения, достижимую в рентгеновской и радиоизотопной визуализации. В случае ультразвука, однако, ограничение обычно определяется факторами, не связанными с радиационной безопасностью, хотя отношение сигнал/шум и остается первостепенно важным.

2. Ультразвук взаимодействует с тканями органов человека по-разному и зачастую весьма специфично. Например, может наблюдаться существенное различие в значениях коэффициентов затухания и рассеяния у разных, но анатомически близких тканей. Этот факт служит основой способности ультразвука обеспечить достаточное число градаций контрастности, что для некоторых диагностических задач может дать важное преимущество, например перед рентгеновской визуализацией, где коэффициент поглощения может быть малочувствителен к гистопатологическим изменениям тканей.

3. Важным свойством, влияющим на возможности разрешения по контрасту, является возможность отделять сигналы от интерферирующих с мишенью областей (например, от вышележащих тканей). В рентгеновском и радиоизотопном методах это часто достигается за счет стоимости и сложности (например, компьютерной реконструкцией образа).

4. Существенным требованием к любому излучению, применяемому для визуализации, является предсказуемость его геометрического распространения и не очень сильное затухание. Эти требования должны выполняться на частотах, для которых направленность, определяемая дифракцией, соответствует необходимому пространственному разрешению. Другими словами, длины волн должны быть малыми по сравнению с изучаемым объектом. Всем этим требованиям удовлетворяет распространение ультразвука в мягких тканях организма. Отклонение и деформация пучков происходят, но не настолько, чтобы качество изображения значительно ухудшалось. Затухание существенно (иначе не было бы взаимодействий, используемых для визуализации), но допускает проникновение сигнала в мягкие ткани на глубину порядка 300 длин волн (в мегагерцевом диапазоне частот), что обеспечивает получение изображений с достаточным отношением сигнал/шум. Дифракция ограничивает разрешение величиной порядка нескольких миллиметров.

5. Ультразвук как средство для визуализации в медицинских применениях позволяет получать высококачественные, быстро сменяющиеся изображения с частотой кадров выше пороговой частоты, за которой наблюдатель уже не воспринимает мелькания. В этом отношении ультразвук, несомненно, превосходит все другие средства визуализации.

Схема, показывающая взаимосвязь между основными узлами эхоимпульсных диагностических систем, представлена на рис. 2.2. Зондирование объекта (мишени) осуществляется через контактную среду (водяной буфер или тонкий слой геля). Основным элементом любой схемы визуализации является электроакустический преобразователь, который служит для излучения зондирующего акустического импульса в объект и для приема акустических эхосигналов, переизлучаемых мишенью. Обсуждение работы преобразователей и методов расчета их характеристик в стационарном и импульсном режимах приведено в [2]. Здесь лишь отметим, что разделение функций приема и излучения между преобразователями обладает рядом преимуществ, в том числе связанных с отношением сигнал/шум, и применяется все чаще, особенно в многоэлементных решетках. Роль электронного тракта излучения состоит в ударном возбуждении преобразователя. При этом амплитуда возбуждающего импульса ограничена требованием не допустить чрезмерных нелинейных эффектов при распространении акустических импульсов в среде, а также электрического пробоя или нелинейного режима в работе преобразователя, а также требованием ограничения уровня акустической энергии, излучаемой в тело пациента. На практике обычно используются электрические импульсы возбуждения с амплитудой порядка 100 В [6]. Приемный электронный тракт представляет собой систему сопряжения между преобразователем и дисплеем или системой записи, которые применяются для передачи наблюдателю информации, полученной с помощью ультразвука. В хороших системах эхосигналы на выходе преобразователя имеют большой динамический диапазон (они могут превышать уровень шума более чем на 80 дБ). Затухание эхосигналов указанной силы, принятых от мишени, будет приблизительно пропорциональным длине пути распространения в вышележащих тканях. Это затухание можно приближенно скорректировать с помощью временной автоматической регулировки усиления (ВАРУ). Но даже остающийся после ВАРУ динамический диапазон (обычно около 40 дБ) все еще слишком велик для большей части систем отображения и регистрации, поэтому необходимо его дальнейшее сжатие.

Устройством отображения, почти повсеместно применяемым для ультразвуковой эхоимпульсной визуализации, является электронно-лучевая трубка (ЭЛТ), поэтому от ее характеристик (полосы частот, размера светящейся точки на экране, динамического диапазона) сильно зависят характеристики систем визуализации. В настоящее время общепринятыми являются два режима отображения – непосредственное отображение видеосигнала с выхода приемного тракта и отображение сигнала с промежуточного запоминающего устройства (преобразователя развертки или кадрового запоминающего устройства). Из-за практического удобства последний режим применяется все чаще, так как он позволяет хранить и анализировать изображения, не прибегая к непрерывной регистрации (фотографированию и т. д.), а также позволяет выбирать процедуру обработки или анализа данных, соответствующих изображению или какой-то его части. Важным достоинством режима промежуточного запоминания является обеспечение сопряжения параметров сканирования, обусловленных особенностями ультразвука и анатомического строения человека, и стандартных телевизионных устройств, что выгодно с точки зрения стоимости и доступности техники.

В любой ультразвуковой видеосистеме основная проблема – это управление различными процессами и их координация. Частично эту работу может выполнить оператор (например, при ручном сканировании), но многочисленные задачи синхронизации и вычисления координат изображения должна решать ЭВМ.

Поскольку информация в ультразвуковой эхоскопии образуется в результате эхолокационного взаимодействия исследуемого объекта с зондирующими ультразвуковыми колебаниями, распространяющимися вдоль ультразвукового пучка, систему формирования изображений удобно представить в виде многомерного информационно-измерительного канала передачи эхосигналов и сигналов управления направлением ультразвукового пучка в исследуемом пространстве [4]. В таком канале информацию о пространственно-временных координатах лоцируемых структур (необходимую для формирования эхоизображений) несет направление ультразвукового пучка (поперечная координата) и время задержки эхосигналов относительно зондирующего импульса (продольная координата). Амплитуда эхосигналов несет информацию о процессах поглощения, рассеяния и обратного отражения ультразвуковых зондирующих импульсов в исследуемой среде. Путем измерения этих величин, являющихся параметрами эхоизображения, могут быть определены глубина залегания неоднородности, направление на нее, линейные размеры и расстояния между несколькими неоднородностями. Кроме того, на основе этих измерений может быть вычислена геометрия объектов: площадь, периметр, объем и др. Если конструктивно обеспечивается возможность эхолокации подвижного объекта или его структурной части с высокой частотой повторения зондирующих импульсов (в реальном времени), то возможны также измерения, связанные с перемещением отдельных структур объектов относительно направления ультразвукового зондирования, и формирования изображений в системе координат время – расстояние (глубина) либо формирование динамических изображений в системе двух пространственных (продольной и поперечной ультразвуковому пучку) координат.

В данном разделе необходимо упомянуть о том, что для отображения информации в ультразвуковой эхоскопии применяются различные виды эхограмм: А-, М-, В-, С-эхограммы. Подробное изложение этого вопроса можно найти в [2]. Эхограммы В- и С-типов (поперечные и фронтальные соответственно) носят название эхотомограмм. В зависимости от времени формирования и периода отображения эхоизображений различают статические и динамические эхотомограммы. Статическими называются эхотомограммы, полученные от неподвижного объекта либо однократно зафиксировавшие мгновенное динамическое состояние объекта. Динамические – эхотомограммы, характеризующие движение исследуемых структур объекта в реальном времени.

Кроме перечисленных режимов отображения эхосигналов в настоящее время начинает применяться и трехмерный режим, который является дальнейшим развитием В-режима. Трехмерное изображение достигается путем компьютерного преобразования сигнала, полученного при помощи датчика с вращающейся излучающей плоскостью. Этот способ представления диагностических данных связан в основном с мощными аппаратными возможностями, заключающимися в получении параллельных (или расположенных под заранее заданными углами) ультрасонографических срезов с последующим объединением их в единый визуальный массив. Такой режим дает возможность рассматривать исследуемую структуру с разных сторон. Первый опыт внедрения этих систем получен в области эхокардиографии и акушерских исследований. Еще несколько лет назад трехмерные изображения воспринимались как практически малонужное, длительное по времени эстетство профессионалов ультразвуковой диагностики. Сейчас оно является неотъемлемой частью не только научных изысканий, но и практической диагностики [7], [8]. Обобщенная оценка диагностической полезности трехмерной ультрасонографии в выявлении заболеваний различных органов по сравнению с такими методами медицинской визуализации, как рентгенография, компьютерная и магнитно-резонансная томография, дана в [9]. Работа носит обзорный характер и имеет обширный библиографический список.

В ультразвуковой диагностике помимо методов получения двухмерных изображений широко используется и доплеровский режим, возможности которого рассмотрены в [2]. Здесь стоит лишь упомянуть о цветном доплеровском картировании (ЦДК). Название происходит от английского Color Doppler Imaging (CDI). Суть метода заключается в наложении закодированных различными цветами направлений и скоростей кровотока на двухмерное изображение сердца, сосуда или другого органа. Красный цвет показывает направление крови к датчику, а синий – движение крови от датчика. Светлые тона – высокие скорости кровотока, насыщенные – низкие. При достижении предела Найквиста цвета искажаются. Искажение дает турбулентный поток, связанный с внутрисердечными шунтами, стенозами клапанов, кровоток в месте гемодинамически значимого стеноза артерии, кровоток в месте перегиба артерии при патологической извитости и т. д. Следует упомянуть и о контрастной эхографии, которая используется в основном в эхокардиографии для усиления доплеровских сигналов путем внутривенного введения физиологического раствора, содержащего пузырьки воздуха, или раствора перекиси водорода. В настоящее время разработаны специальные контрасты для эхокардиографии, например "Эховист" фирмы "Shering". Разрабатываются контрасты для большого круга кровообращения, например "Левовист" той же фирмы. Ожидается, что контрасты для большого круга кровообращения существенно улучшат возможности ультразвуковой диагностики сосудистой патологии, включая такие сложные области, как, например, коронарные артерии. Новым режимом ультразвуковой диагностики является энергетическое доплеровское картирование. Используются также названия "энергетическая доплерография", "мощностной доплер", "энергетический доплер". При этом на экране отображается цветовая кодировка интенсивности (мощности, энергии) доплеровского сигнала. Если имеются многочисленные движущиеся структуры, то доплеровский сдвиг частот пропорционален скорости их движения. На этом принципе основаны исследования в спектральных доплеровских режимах и ЦДК. Мощность (интенсивность) каждого доплеровского сигнала определяется количеством рассеивающих частиц в опрашиваемом объеме. Другими словами, мощность доплеровского сигнала пропорциональна общему количеству движущихся частиц и рассчитывается как площадь под кривой спектра доплеровского сдвига частот [7]. Использование ЦДК в энергетическом режиме позволяет получать дополнительную информацию, преодолевая некоторые принципиальные ограничения, свойственные ЦДК. Свойствами ЦДК в энергетическом режиме являются: обеспечение существенной независимости интенсивности сигнала от скорости и доплеровского угла по отношению к потоку; более высокая, чем в скоростном режиме, чувствительность к низким скоростям и потокам низкой интенсивности, включая потоки в мелких сосудах; способность отображения потоков, в точности перпендикулярных к направлению цветных доплеровских лучей; способность к отображению потоков в областях перфузии, где вследствие вычитания разнонаправленных скоростей в мелких, прилегающих друг к другу сосудах артериального и венозного бассейнов регистрируемая средняя скорость оказывается равной нулю и, таким образом, не может быть отображена в скоростном режиме. Картирование потока на основе энергии отраженного доплеровского сигнала увеличивает чувствительность метода в определении наличия или отсутствия кровотока в исследуемых сосудах, однако метод не дает информации о значениях скоростей и направлении кровотока. Для ЦДК в энергетическом режиме характерен высокий динамический диапазон полезных сигналов (до 100 дБ), что позволяет легко регистрировать слабые кровотоки и получать полезную информацию на больших глубинах. Эффективная дискриминация движений в сочетании с повышенной чувствительностью и разрешающей способностью ЦДК позволяют, например, уверенно регистрировать кровоток в мелких сосудах почки вплоть до коркового слоя даже при существенных движениях, связанных с дыханием.