Brevet FR2696922A1 — publié le 19940422

La présente invention concerne un dispositif de traitement d'images radiographiques médicales, qui convertit une image de rayons X ayant traversé un objet, en un signal d'image électrique et affiche le signal converti par exemple sur un dispositif d'affichage à tube cathodique Un dispositif d'images radiographiques médicales largement utilisé est une unité qui convertit une image de rayons X en un signal d'image électrique et affiche le signal converti par exemple sur un dispositif d'affichage à tube cathodique ou imprime le contenu du signal en utilisant une imprimante ou enregistre le signal en utilisant un dispositif de mémoire, selon le cas.Ce type d'unité requiert l'utilisation d'un capteur de rayons X qui convertit une image de rayons X ayant traversé la partie affectée (objet) d'un patient en un signal électrique, et un processeur de données qui traite le signal électrique pour produire un signal d'image électrique correspondant à l'image radiographique Un tel capteur de rayons X comporte en géneral une substance fluorescente qui convertit les rayons X en une lumière visible, un capteur d'images à l'état solide comme par exemple un dispositif à couplage de charges, et un élément de guidage de la lumière comme par exemple une fibre optique ou une lentille optique, qui véhicule la lumière visible depuis la substance fluorescente jusqu'au capteur d'images à l'état solide.Une variété de procédés ont été proposés pour améliorer la résolution de l'image moyennant un perfectionnement du capteur de rayons X (comme cela est décrit par exemple dans les brevets US N04 593 400 et 4 987 307). Dans le cas du capteur de rayons X mentionné précédemment, tous les rayons X ne sont pas convertis en une lumière visible par la substance fluorescente, mais quelques pour cent des rayons X pénètrent dans la substance fluorescente et atteignent directement le capteur d'images à l'état solide. Lorsqu'on utilise en tant que capteur d'images à l'état solide un dispositif à couplage de charges (désigné ci-après par "CCD"), sa partie, qui répond aux rayons X, possède en général un très faible rendement quantique égal à 10 keV ou plus et sa gamme des longueurs d'onde visibles est centrée sur environ 550 nm. Étant donné que le dispositif est sensible à la fois aux rayons X et à la lumière visible, les rayons x, qui on atteint indirectement le dispositif CCD, modifient les charges stockées dans le dispositif.Il en résulte que le signal électrique obtenu inclut l'information des rayons x qui ont atteint directement le dispositif CCD et que cette information est superposée en tant que bruit à l'information de l'image vraie, obtenue à partir de la lumière visible. Par conséquent, l'image formée par le signal d'image obtenu au moyen du traitement du signal électrique du dispositif CCD fait apparaître, dans l'image, des spots parasites qui sont basés la plupart du temps sur l'information de lumière visible comme si des substances étrangères étaient présentes dans la région affectée du patient, ce qui réduit la résolution de l'image et pose un problème de difficulté d'établissement d'un diagnostic. Pour réduire autant que cela est possible les rayons X qui provoquent le parasitage, au lieu de disposer la substance fluorescente et le dispositif CCD sur une ligne droite, on a pris des contre-mesures classiques; le dispositif CCD est décalé en raison de l'utilisation appropriée d'une fibre optique, d'un réflecteur ou d'une lentille optique inclinée, et on utilise une fibre optique contenant un matériau absorbant les rayons X, comme par exemple du plomb (comme cela est décrit dans la demande de brevet japonais mise à l'inspection publique sous le N 63- 308592 et par exemple dans le brevet US N04 910 405. Cependant, si le dispositif CCD est décalé, - il faut augmenter les dimensions globales du capteur, ce qui rend difficile d'obtenir un capteur de rayons X compact apte à être logé dans un espace limité, dans le cas où le capteur est utilisé en tant que capteur oral dentaire destiné à être inséré par exemple dans la bouche du patient. En outre, un tel capteur, qui utilise un matériau absorbant les rayons X pour discriminer les rayons X et la lumière visible, ne peut pas présenter une performance suffisante de discrimination lorsqu'il est utilisé dans un espace limité comme par exemple dans le cas où le capteur est employé en tant que capteur oral. En outre, les rayons X, qui rencontrent la substance fluorescente, produisent toujours des rayons X secondaires, et les rayons X secondaires produits sous la forme d'un arbre par un effet d'avalanche oe#nètrent dans l'élément de guidage de la lumière et affectent les charges stockées dans le dispositif CCD. Bien que l'on puisse réduire l'effet des rayons X secondaires en augmentant l'épaisseur de l'élément de guidage de la lumière, il est difficile de supprimer complètement cet effet. En outre, étant donné que les dimensions de l'élément de guidage de la lumière sont limitées, on ne peut pas obtenir un effet souhaitable. Compte tenu des problèmes de l'art antérieur, la présente invention fournit un processeur de données perfectionné. Un but de la présente invention est d'éliminer effectivement les composantes de rayons X qui produisent un parasitage, sans augmenter les dimensions du capteur de rayons X. Un autre but de la présente invention est de fournir un dispositif médical de photographie à rayons X apte à fournir des images ayant des résolutions supérieures, grâce à la suppression de tels composantes parasites. Pour atteindre les objectifs mentionnés précédemment, le dispositif de traitement d'images radiographiques médicales selon la présente invention, qui comprend un capteur des rayons X, qui convertit une image de rayons X ayant traversé un objet, en un signal électrique moyennant l'utilisation d'un capteur d'images à l'état solide et un processeur de données qui traite le signal électrique pour produire un signal d'image électrique correspondant à l'image radiographique, compare les données de chaque élément d'image, obtenues à partir du capteur d'images à l'état solide, aux données d'éléments d'image qui sont adjacents à cet élément d'image et sont présents dans une certaine région, et corrige les données de l'élément d'image en se référant aux données des éléments d'image adjacents lorsque la différence entre les données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation et les données des éléments d'image adjacents utilisés pour la comparaison est égale ou supérieure à une valeur de référence prédéterminée. Le capteur de rayons X mentionné précédemment peut comporter un élément fluorescent servant à convertir les rayons X en une lumière visible, un dispositif CCD utilisé en tant que capteur d'images à l'état solide et une fibre optique servant à guider la lumière visible de l'élément fluorescent par exemple jusqu'au dispositif CCD. Le capteur est utilisé en tant que capteur oral dentaire destiné à être inséré par exemple dans la bouche d'un patient. Comme cela est bien connu, la surface de réception de la lumière du dispositif CCD comporte environ 250 000 éléments d'image très petits rangés par exemple dans deux dimensions. Les rayons X, qui ont atteint directement le dispositif CCD sans avoir été convertis en une lumière visible par la substance fluorescente, rencontrent une partie des nombreux éléments d'image. Ce phénomène peut être aisément compris si l'on considère que la lumière visible et les rayons X sont considérés comme des photons et que les photons de la lumière visible rencontrent la plupart des éléments d'image et que les photons des rayons X rencontrent une partie des éléments d'image. La quantité de charges de chaque élément d'image du dispositif CCD correspond d'une manière générale à l'énergie des photons qui rencontrent l'élément d'image, et au rendement de conversion de l'énergie. Cependant, étant donné que la sensibilité du dispositif aux photons de rayons X est élevée, la quantité de charges d'un élément d'image, que rencontrent les photons de rayons X, est supérieure aux quantités de charges des éléments d'image environnants, que rencontre la lumière visible. C'est pour cette raison que les données de la quantité de charges de l'élément d'image, que rencontrent les photons de rayons X, est exceptionnellement supérieure aux quantités de charges des éléments d'image alentour.Toutes les différences obtenues par soustraction des quantités de charges des éléments d'image alentour, des données de la quantité de charges de l'élément d'image que rencontrent les photons de rayons X, sont des valeurs positives. Cependant, étant donné qu'il est usuel que de telles données exceptionnelles obtenues de façon discontinue n'apparaissent pas normalement dans la nature, si la différence est égale ou supérieure à une valeur de référence prédéterminée, le processeur de données estime que les données sont inhabituelles et corrige les données de l'élément d'image en se référant aux données des éléments d'image situés alentour, ce qui permet de supprimer les données exceptionnelles.Bien que l'explication mentionnée précédemment s'applique au cas où la quantité des données de l'élément d'image est supérieure à la quantité des données des éléments d'images situés alentour, l'explication est également applicable, de façon correspondante, au cas où la quantité des données de l'élément d'image est inférieure à la quantité des données des éléments d'image situés alentour, lorsque par exemple un signal inversé est utilisé. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de la description donnée ci-après prise en référence aux dessins annexés, sur lesquels - la figure 1 est un schéma-bloc illustrant l'ensemble de la structure d'une forme de réalisation du dispositif selon la présente invention; - la figure 2 est un organigramme illustrant la procédure de traitement exécutée au moyen de cette forme de réalisation; - la figure 3(a) est une vue explicative illustrant un processus de soustraction exécuté par cette forme de réalisation; et - la figre 3(b) est également une vue explicative illustrant un autre procédé de soustraction exécuté au moyen de cette forme de réalisation. On va expliquer ci-après une forme de réalisation du dispositif selon la présente invention en considérant à titre d'exemple un dispositif d'images radiographiques dentaires. La figure 1 représente un schéma-bloc représentant l'ensemble de la structure du dispositif. En référence à la figure 1, le chiffre de référence 1 désigne un générateur de rayons X, le chiffre de référence 2 désigne une dent (objet) d'un patient, le chiffre de référence 3 désigne un capteur de rayons X, le chiffre de référence 4 désigne un dispositif de commande et le chiffre de référence 5 désigne un dispositif de sortie.Le capteur 3 de rayons X comprend un élément fluorescent 3a, qui convertit les rayons X en une lumière visible, un dispositif CCD 3b qui convertit l'image de lumière visible produite sur l'écran fluorescent 3a en un signal électrique correspondant à l'image de la lumière visible, et un élément 3c de guidage de la lumière qui est constitué par un faisceau de fibres optiques disposé perpendiculairement au dispositif CCD 3b de manière à guider la lumière visible depuis l'écran fluorescent 3a jusqu'au dispositif CCD 3b. Le dispositif de commande 4 traite le signal électrique du dispositif CCD 3b pour produire un signal d'image électrique correspondant aux images radiographiques de la dent 2. Pour atteindre cet objectif, le dispositif de commande 4 comprend un circuit 4a de production d'un signal de balayage horizontal/vertical, une section d'entrée de conversion analogique/numérique 4b, un clavier 4c, une mémoire de trames 4d, une section de sortie de conversion numérique/analogique 4e, une mémoire ROM 4f, qui mémorise les programmes de traitement de signaux et une unité CPU 4g qui commande les opérations de l'ensemble du dispositif. En outre, le dispositif de sortie 5 comprend un dispositif d'affichage Sa à tubes cathodiques, une imprimante 5b et un dispositif de mémoire externe 5c, comme par exemple une unité à bande ou à disques. Avec la structure mentionnée précédemment, le générateur 1 de rayons X est disposé à l'extérieur de la bouche du patient, le capteur 3 de rayons X est inséré dans la bouche et est positionné en arrière de la dent 2 devant être diagnostiquée. Lorsqu'ils sont émis, les rayons X traversent la dent 2, rencontrent l'élément fluorescent 3a du capteur 3 de rayons X et sont convertis en une lumière visible. Par conséquent, une image de lumière visible possédant une intensité lumineuse correspondant à l'image des rayons X est envoyée au dispositif CCD 3b. Il en résulte qu'une distribution de charges correspondant à l'intensité lumineuse de l'image de lumière visible est produite sur le dispositif CCD 3b.La quantité de charges de chaque élément d'images est alors appelée séquentiellement, en tant que signal électrique, conformément à l'agencement des éléments d'image, est convertie en une quantité numérique et mémorisée temporairement dans la mémoire de trames 4d. Ensuite, les données de chaque élément d'image mémorisées dans la mémoire de trames 4d sont introduites par l'unité CPU 4g en tant que données en vue d'une évaluation. L'amplitude des données est comparée par soustraction à partir de données de comparaison, à savoir les données des éléments d'image situés alentour à l'intérieur d'une certaine région. Si toutes les valeurs de soustraction obtenues sont égales ou supérieures à une valeur de référence prédéterminée, la valeur moyenne des données pour la comparaison est calculée et les données utilisées pour l'évaluation sont remplacées par cette valeur moyenne et utilisée pour la correction. Cette opération est exécutée séquentiellement pour tous les éléments d'image.Une fois que tous les éléments d'image sont traités, le dispositif de sortie 5 est activé de manière à indiquer les résultats sur le dispositif d'affichage Sa à tubes cathodiques. Lorsque cela est nécessaire, les résultats sont délivrés par l'imprimante 5b sous la forme imprimée, ou sont mémorisés par le dispositif de mémoire externe 5c en vue d'une utilisation ultérieure. La figure 2 représente un organigramme illustrant la procédure mentionnée précédemment. La procédure mentionnée précédemment supprime des données exceptionnelles obtenues de façon discontinue après comparaison aux données des éléments d'image situés alentour. C'est pour cette raison que, lorsqu'on utilise le capteur 3 de rayons X, qui est compact et peut être logé dans un espace limité comme par exemple la bouche, l'image obtenue est nette et présente un parasitage plus faible et une résolution accrue. De cette manière, on peut obtenir un dispositif d'images radiographiques convenant pour le diagnostic et le traitement dentaire. L'invention est applicable non seulement à des dispositifs de diagnostic et de traitement dentaires tels que décrits dans la forme de réalisation mentionnée précédemment, mais également à une variété de dispositifs radiographiques. En particulier, le dispositif selon la présente invention est idéalement approprié pour réaliser le diagnostic de régions relativement petites moyennant l'utilisation d'images radiographiques. En outre, en modifiant simplement la procédure de traitement des données du dispositif, on peut exécuter différentes mesures en fonction des exigences d'applications et de parties devant être radiographiées sans modifier le matériel du dispositif. En outre, le capteur de rayons X n'est pas limité à la structure de cette forme de réalisation, dans laquelle la lumière visible de l'élément fluorescent est uRée- jusqu'au dispositif CCD au moyen de la fibre optique, et on peut au contraire également utiliser d'autres types de capteurs. Dans la procédure mentionnée précédemment, au total huit éléments d'image sont sélectionnés en tant qu'éléments d'image adjacents pour la comparaison, par exemple des éléments d'image situés au-dessus, au-dessous, à gauche, à droite et quatre éléments d'image disposés en oblique. Les figures 3(a) et 3(b) sont des figures explicatives illustrant les opérations de soustraction. La valeur au centre et la donnée utilisée pour l'évaluation et la valeur située autour sont des données utilisées pour la comparaison. Les valeurs entre parenthèses sont des valeurs obtenues par soustraction. Sur la figure 3(a), toutes les valeurs obtenues par soustraction sont égales à 2 ou plus. Sur la figure 3(b), l'une des valeurs obtenues par soustraction est égale à 1. Si la valeur de référence est 2, toutes les valeurs obtenues par soustraction sont égales à +2 ou plus dans le cas de la figure 3(a), et ceci est évalué comme étant un cas inhabituel. La donnée pour l'évaluation (= 5) est corrigée en étant réglée sur la valeur moyenne (16/8 = 2) des données utilisées pour la comparaison. De cette manière, on élimine des données exceptionnelles obtenues de façon discontinue, lors de leur comparaison aux données alentour. Sur la figure 3(b), la différence entre les données utilisées pour l'évaluation et la valeur située en bas à droite est 1, c'est-à-dire qu'elle est inférieure à la valeur de référence.Dans ce cas, la donnée utilisée pour l'évaluation n'est pas corrigée sur la base de l'évaluation selon laquelle il existe une continuité entre la donnée utilisée pour l'évaluation et la donnée utilisée pour la comparaison. La correction est également exécutée lorsque toutes les valeurs obtenues par soustraction sont égales à -2 ou moins. Cependant, si les valeurs obtenues par soustraction incluent des valeurs positives et négatives, aucune correction n'est exécutée. Dans l'exemple mentionné précédemment, les données d'un seul élément d'image sont comparées aux données des huit éléments d'image qui entourent cet élément d'image. Cependant, quatre éléments d'image situés audessus, au-dessous, à gauche et à droite et entourant par exemple ledit élément d'image peuvent être également utilisés en tant qu'éléments d'image pour la comparaison, ou bien une pluralité d'éléments d'image continus peuvent être utilisés en tant qu'éléments d'image pour l'évaluation et peuvent être comparés à une pluralité des éléments d'image situés alentour, d'une manière semblable à ce qui a été décrit précédemment. De cette manière, l'élément d'image utilisé pour l'évaluation et les éléments d'image utilisés pour la comparaison peuvent être choisis comme on le désire. De plus, la valeur de référence peut être également choisie comme on le désire.Par conséquent, la combinaison des éléments d'image et la valeur de référence peuvent être sélectionnées comme on le désire en fonction de la propriété de l'image d'un objet devant être radiographié et de la résolution de l'image, qui est exigée. En outre, au lieu d'utiliser simplement la valeur moyenne obtenue par soustraction comme cela a été décrit dans la procédure de correction de cette forme de réalisation, on peut calculer une valeur moyenne après que chaque valeur obtenue par soustraction a été pondérée. En outre, la région des éléments d'image utilisés pour la comparaison peut être étendue par réglage de la valeur de référence en deux étapes. Par conséquent, une variété d'applications sont possibles. Le procédé de comparaison des données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation, aux données des éléments d'image situés alentour pour la comparaison et la correction de la donnée utilisée pour l'évaluation en vue d'éliminer l'effet nuisible du parasitage provoqué par les rayons X et ayant atteint directement le dispositif CCD, est déjà connu en tant que procédé de filtrage médian. Cependant, avec ce procédé classique, les données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation sont corrigées en étant réglées sur la valeur moyenne uniquement lorsque les données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation ne coïncident pas avec la valeur moyenne des données des éléments d'image utilisés pour la comparaison. C'est pour ça que, naturellement, le procédé exécute des corrections lorsque les données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation sont exceptionnelles par rapport aux données des éléments d'image utilisés pour la comparaison, mais le procédé exécute également des corrections, d'une manière inconditionnelle, même lorsqu'il n'existe aucune discontinuité. C'est pourquoi, ce procédé présente l'inconvénient de produire des images complètement floues et par conséquent présentant une faible résolution. Contrairement à ce procédé, le procédé utilisé pour le dispositif selon la présente invention utilise les données des éléments d'image adjacents et corrige les données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation uniquement lorsque les données de cet élément d'image utilisé pour l'évaluation sont exceptionnellement différentes des données des éléments d'image adjacents, et ce d'une quantité égale à la valeur de référence ou plus. C'est pour cette raison que la procédure selon la présente invention permet de supprimer uniquement le parasitage exceptionnellement intense, comme par exemple des pointes de bruit provoquées par les rayons X qui ont atteint directement le capteur d'images à l'état solide, comme par exemple un dispositif CCD, sans avoir été converties en une lumière visible par la substance fluorescente, et également provoqué par des rayons X secondaires, ce qui permet de produire des images ayant une haute résolution et de réaliser aisément des dispositifs de radiographie convenant pour le diagnostic dentaire et dans d'autres buts. REVENDICATIONS 1. Dispositif de traitement d'images radiographiques médicales, comportant un capteur de rayons X (3), qui convertit une image de rayons X ayant traversé un objet (2), en un signal électrique moyennant l'utilisation d'un capteur d'images à l'état solide (3b) et un processeur de données (4) qui traite le signal électrique pour produire un signal d'image électrique correspondant à l'image radiographique, caractérisé en ce que ledit dispositif compare les données de chaque élément d'image, obtenues à partir du capteur d'images à l'état solide (3b), aux données d'éléments d'image qui sont adjacents à cet élément d'image et sont présents dans une certaine région, et corrige les données de l'élément d'image en se référant aux données des éléments d'image adjacents lorsque la différence entre les données de l'élément d'image utilisé pour l'évaluation et les données des éléments d'image adjacents utilisés pour la comparaison est égale ou supérieure à une valeur de référence prédéterminée. 2. Dispositif de traitement d'images radiographiques médicale selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit capteur de rayons X (3) comprend un élément fluorescent (3a) servant à convertir les rayons X en une lumière visible, un dispositif à couplage de charges (3b) servant à convertir la lumière visible en un signal électrique et une fibre optique servant à guider la lumière visible depuis ledit élément fluorescent jusqu'audit dispositif à couplage de charges. 3. Dispositif de traitement d'images radiographiques médicale selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que ledit capteur de rayons X (3) est un capteur oral dentaire destiné à être inséré dans la bouche d'un patient.