Brevet FR2803069A1 — publié le 20010629

I Procédé et système de compensation de l'épaisseur d'un organe. La présente invention concerne le domaine de l'imagerie radiologique qui permet de visualiser un organe ou une partie d'organe, en général du corps humain. De façon conventionnelle, la radiographie aux rayons X a été réalisée grâce à des films sensibles impressionnés par les rayons X après leur traversée de l'organe à étudier. Les radiologues ont été entraînés à l'interprétation de telles images. Les nouvelles technologies d'imagerie détecteur à l'état solide et système d'acquisition numérique - doivent s'adapter aux habitudes courantes et doivent fournir une perception équivalente des informations pertinentes que les radiologues ont l'habitude d'examiner. En particulier, l'une des exigences que les systèmes numériques doivent satisfaire consiste à réduire l'étendue de la dynamique de niveau de gris pour simuler le plus fidèlement possible un film conventionnel. A cet effet, l'image digitale est affichée sur un écran que le radiologue ajuste de façon interactive pour identifier tous les signes cliniques en percevant les relations entre les différentes composantes de l'image. Mais la perception précise d'informations de densité au moyen de l'image affichée à l'écran est limitée par la dynamique de l'écran. Or, on doit passer de façon automatique du contraste élevé de l'image d'origine, par exemple de l'ordre de 30 à 50, au contraste faible offert par un écran vidéo. De façon courante, les médecins appliquent aux patients des techniques de conformation dans le but de limiter la dynamique des images acquises, par exemple par compression de régions épaisses, et/ou par ajout de substances absorbantes pour compenser des zones de faible épaisseur. Dans le cas de la mammographie aux rayons X, le sein est mis en compression jusqu'à une épaisseur la plus réduite et la plus constante possible. Dans le domaine de la cardiologie, on utilise des filtres de contour pour éviter les problèmes liés à des zones faiblement absorbantes de la poitrine, telles que les poumons. Ces filtres consistent en des plaques de forme complémentaire de celle du coeur, réalisées dans des matériaux de coefficients déterminés d'absorption des rayons X. Toutefois, ces techniques se révèlent insuffisantes pour l'acquisition et le traitement numériques d'images, et lourdes à mettre en oeuvre, voire pénibles pour le patient. La présente invention a pour but de remédier aux inconvénients évoqués ci-dessus. La présente invention a pour but de compenser des variations d'épaisseur, en particulier à la limite entre des régions de forte densité et des régions de faible densité de l'organe radiographié, de façon adaptative en fonction de caractéristiques de l'image visualisée, choisies par un utilisateur. La présente invention a pour but d'offrir une image sur laquelle sont représentés de façon naturelle et exploitable des tissus présentant des absorptions différentes les uns des autres. Le procédé de compensation de l'épaisseur d'un organe, selon l'invention, est prévu pour un appareil de radiologie, du type comprenant une source de rayons X et un moyen de détection du faisceau de rayons X après qu'il a traversé ledit organe, le moyen de détection étant apte à transformer le faisceau de rayons X en un signal électronique numérique. A partir d'une image numérisée, on calcule une image des épaisseurs radiologiques d'organe traversées par le faisceau de rayons X, on filtre ladite image des épaisseurs radiologiques par un filtre passe-bas pour obtenir une image basse fréquence, on soustrait ladite image basse fréquence de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image de contraste, on traite ladite image basse fréquence par une table préenregistrée tenant compte d'un contraste X choisi par un utilisateur pour obtenir une image à dynamique réduite et on additionne l'image à dynamique réduite et l'image de contraste pour obtenir une image d'épaisseur compensée. Les pixels de niveau inférieur ou supérieur à un seuil prédéterminé sont ramenés au moins jusqu'à la valeur du dit seuil, tout en préservant les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques. On appelle épaisseur radiologique, l'épaisseur d'un organe telle qu'elle est mesurée par les rayons X, autrement dit compte tenu de l'absorption des matériaux traversés. Par exemple, 1 cm d'os a la même épaisseur radiologique que 10 cm d'eau. L'image d'épaisseur peut être obtenue au moyen de la loi de Lambert: I = Ioe-9t avec I le nombre de photons reçus en un point donné du moyen de détection, Io le nombre de photons qui seraient reçus en un point donné du moyen de détection, si l'organe n'était pas présent dans le champ de vue, t le coefficient d'atténuation linéaire des rayons X par la matière traversée, et t l'épaisseur de matière traversée, de laquelle on déduit: In Io - ln I = gt, le produit gt correspondant au niveau de gris pour un pixel d'une image d'épaisseur radiologique. Avantageusement, le calcul de l'image à dynamique réduite tient compte d'une plage de niveaux de gris de largeur et de centre indiqués par un utilisateur. Dans un mode de réalisation de l'invention, le traitement de l'image basse fréquence pour obtenir l'image à dynamique réduite est effectué en fonction de la largeur et du centre de la bande passante. Dans un mode de réalisation de l'invention, le traitement de l'image basse fréquence pour obtenir l'image à dynamique réduite est effectué au moyen d'une table numérique ou d'une loi analytique. Dans un mode de réalisation de l'invention, le traitement de l'image basse fréquence suit une loi monotone. Dans un mode de réalisation de l'invention, le traitement de l'image basse fréquence suit une loi linéaire de pente cx. Avantageusement, la pente cc évolue de façon inversement proportionnelle au contraste x. Dans un mode de réalisation de l'invention, on stocke dans une mémoire l'image basse fréquence et, lors d'un changement de contraste, on lit l'image basse fréquence dans la mémoire et on effectue les traitements et calculs nécessaires. Dans un autre mode de réalisation de l'invention, lors d'un changement de contraste, on filtre l'image des épaisseurs radiologiques par un filtre passe-bas pour obtenir une image basse fréquence et on effectue les traitements et calculs nécessaires. La présente invention a également pour objet un système de compensation de l'épaisseur d'un organe dans un appareil de radiologie. L'appareil de radiologie est du type comprenant une source de rayons X et un moyen de détection du faisceau de rayons X après qu'il a traversé ledit organe, le moyen de détection étant apte à transformer le faisceau de rayons X en un signal électronique numérique. Le système comprend un moyen pour calculer, à partir d'une image numérisée, une image des épaisseurs radiologiques d'organe traversées par le faisceau de rayons X, un filtre passe-bas pour obtenir à partir de ladite image des épaisseurs radiologiques, une image basse fréquence, un moyen pour soustraire ladite image basse fréquence de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image de contraste, un moyen pour traiter ladite image basse fréquence selon une table préenregistrée tenant compte d'un contraste y choisi par un utilisateur pour obtenir une image à dynamique réduite et un moyen pour additionner l'image à dynamique réduite et l'image de contraste pour obtenir une image d'épaisseur compensée, les pixels de niveau inférieur ou supérieur à un seuil prédéterminé ayant été ramenés au moins jusqu'à la valeur du dit seuil, tout en préservant les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques. Dans un mode de réalisation de l'invention, le filtre passe-bas est calculé pour éliminer les pixels correspondants à un organe chargé de produit de contraste dans l'image de compensation et ainsi les conserver dans l'image compensée. Ainsi, l'invention offre un traitement d'images fournissant une image équivalente à celle que l'on obtiendrait en disposant un liquide absorbant sur les bords de l'organe sur une partie de leur hauteur et permet de simuler un phénomène physique, ce qui fournit une meilleure compréhension du réglage optimal des paramètres qui doit être effectué. Ce traitement d'images confère une apparence naturelle et plaisante aux différents tissus de l'organe étudié. Chacun de ces tissus est vu en même temps et sur la même image avec, d'une part, une apparence naturelle et, d'autre part, une précision et une qualité permettant à l'utilisateur d'en tirer des informations intéressantes comme si l'utilisateur ne s'intéressait qu'à un tissu en particulier. Dans le domaine de la mammographie, les zones glandulaires et les zones adipeuses sont observées simultanément avec la possibilité de tirer des informations de la même image sur l'une et l'autre desdites zones. Le procédé est facile à mettre en oeuvre par adaptation de machines radiographiques existantes et peut être appliqué à la radiographie de quelque organe que ce soit. Quelque soit l'étendue et le centrage de la plage de niveaux de gris choisie par l'utilisateur pour la visualisation, choix effectué pour privilégier certains types d'organe ou de tissus dans l'organe étudié, l'image est traitée de façon adaptée à ce choix. La présente invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple nullement limitatif et illustré par les dessins annexés, sur lesquels: la figure 1 est une représentation schématique d'un organe composé de zones de différentes épaisseurs; la figure 2 est une représentation schématique d'un organe composé de zones de différentes épaisseurs compensées, selon l'invention; la figure 3 est une vue schématique d'un sein mis en compression pour une mammographie; et la figure 4 est une vue schématique d'un système selon un mode de réalisation de l'invention. Comme on peut le voir sur la figure 1, la dynamique d'une image d'un organe peut être supérieure à la dynamique d'épaisseurs représentables par l'écran de visualisation et qui est représentée par les deux traits pointillés horizontaux. Ainsi, les blocs 1 à 3 se situent à un niveau de gris trop élevé tandis que les blocs 8 et 9 se situent à un niveau trop faible. Les phénomènes physiques ou les parties de l'organe qui se trouvent dans de telles zones ne sont donc pas visualisés de façon satisfaisante. En conservant la même dynamique d'écran, on pourrait concevoir de visualiser tout d'abord les blocs 1 à 4 puis, dans un deuxième temps et après modification de la largeur et du centre de la plage des niveaux de gris de l'écran, les blocs 5 à 9. En prenant l'exemple de la mammographie, on obtiendrait une première image sur laquelle on verrait uniquement le contour du sein sans voir ses tissus internes. La deuxième image montrerait uniquement ses tissus internes, zone adipeuse ou zone glandulaire, sans que l'on aperçoive son contour, ce qui n'est guère pratique à mettre en oeuvre et complique le travail du radiologue. Selon la présente invention, la compensation numérique de l'image brute est basée sur le principe suivant: le procédé de compensation d'image simule l'ajout ou l'enlèvement d'une quantité appropriée de matière dans des régions frontière, par exemple entre des zones à forte absorption et des zones à faible absorption de rayons X, de façon que la dynamique soit réduite tout en tenant compte de la contrainte de la préservation des différences et des rapports réels entre les structures anatomiques. Ainsi, on voit que sur la figure 2 les blocs 1 à 9 sont contenus dans les limites de la dynamique de l'écran. Les blocs 1 à 3 au lieu d'être saturés dans le blanc, sont ramenés juste en dessous de la limite supérieure de saturation et conservent leur relation d'origine, à savoir: bloc 1 plus clair que le bloc 2 plus clair que le bloc 3, etc. Il en est de même pour les blocs 8 et 9 qui au lieu d'être saturés dans les noirs, se situent à proximité de la limite inférieure de la dynamique, de façon à être visibles et tout en conservant leur différence d'origine, bloc 7 plus clair que le bloc 8 plus clair que le bloc 9. Sur la figure 3, on voit un sein 10 mis en compression entre un plateau 1 1 et une table 12 qui font partie d'un appareil de radiologie, non représenté. Le sein est soumis à un faisceau de rayons X 13 émis par une source non représentée. Un détecteur numérique, non représenté, est disposé sur la trajectoire du faisceau de rayons X 13 après sa traversée du sein 10. On remarque que certains rayons X, référencés 14, ne traversent qu'une partie de l'épaisseur du sein en raison de sa forme arrondie à l'extrémité. Il en résulte que ces rayons X sont moins atténués que ceux ayant traversé la totalité de l'épaisseur du sein, ce qui risque de conduire à une saturation de la portion d'image correspondant aux rayons 14 et à l'affichage d'une portion d'écran noir. En effet, une portion blanche correspond à une zone épaisse et une portion noire correspond à une zone peu épaisse, par convention. Comme on peut le voir sur la figure 4, une réalisation du système conforme à l'invention comprend un module de traitement mathématique capable d'appliquer à une image reçue en entrée provenant d'un détecteur numérique, non représenté, une fonction logarithme. En effet, le niveau de chaque pixel de l'image d'entrée est représentatif de l'intensité de rayonnement X reçu. La fonction logarithme permet de passer des intensités aux épaisseurs radiologiques. Pour un point donné de l'image, le nombre I de photons reçus par un point donné du moyen de détection est déterminé par l'équation suivante: I = Imax x e-9t, t étant l'épaisseur de l'organe traversé par les rayons X et p étant la densité de l'organe traversé. En appliquant la fonction logarithme, on aboutit à: gi x t = In (Imax) - In (I), Imax est connu et correspond au nombre de photons qui seraient reçus sur un point donné du moyen de détection si l'organe n'était pas présent dans le champ de vue. On connaît donc le produit g x t qui est appelé épaisseur densitométrique ou radiologique. Dans la pratique, on pourra préférer appliquer une équation légèrement différente en se basant sur la grandeur G qui est le niveau de gris d'un point donné du moyen de détection: gt = K x In (Gmax + 1) - K x In (G + 1) . Le gain K est appliqué pour protéger les variations de niveau de gris supérieures à 1% de l'intensité maximum, tel que K x In (Gmax + 1) - K x In (0,99 Gmax + 1) 2 1. L'application de cette fonction logarithme permet d'obtenir un histogramme de l'épaisseur. Le système de traitement comprend, en outre, un filtre 16 de type passebas pour recevoir les pixels X d'une image d'épaisseur d'entrée et fournissant en sortie des pixels filtrés ou de masque d'entrée Mx, un opérateur 17 disposé en aval du filtre 16 et réalisant une fonction notée A, et un sommateur-soustracteur 18 recevant les pixels de l'image d'épaisseur d'entrée à la sortie de l'opérateur 15 et recevant également les pixels filtrés à la sortie du filtre 16 pour soustraire les pixels filtrés des pixels de l'image d'épaisseur d'entrée et fournir une image de contraste de pixels C = X - Mx. Le filtre 16 pourra conserver les structures de taille supérieure à une valeur nominale, pouvant être liée à la taille de structures d'intérêt présentes dans l'organe, par exemple égale à 2 cm. Le système de traitement comprend un sommateur-additionneur 19 disposé en aval de l'opérateur 17 et du sommateur-soustracteur 18 recevant les pixels de contraste C et les pixels My. Les pixels de sortie de l'opérateur 17 sont notés My avec My = 4(Mx). Le sommateur-additionneur 19 réalise l'opération d'addition des pixels de contraste C et des pixels de de sortie My de l'opérateur 17 et fournit en sortie des pixels de sortie notés Y, avec Y = C + My ou encore Y = X - Mx + 4)(Mx). On réalise ainsi une transformation de l'image. La fonction 4 de l'opérateur 17 est une fonction monotone à pente ajustable pour simuler l'ajout ou l'enlèvement d'une quantité appropriée de matière dans différentes régions de façon que la dynamique de l'image soit réduite tout en préservant les rapports réels entre les structures anatomiques. La préservation desdits rapports réels est liée à la monotonie de la fonction Q. De préférence, la fonction q) est linéaire de pente o(x, la pente cc étant adaptée au contraste choisi par l'utilisateur. Si o = 1, alors la dynamique est conservée et My = Mx. L'opérateur 17 peut contenir une 1 5 table préenregistrée qui tient compte du contraste X de l'image devant être affichée tel qu'il est choisi par un utilisateur. En variante, l'opérateur 17 peut suivre une loi analytique. Le contraste X de l'image devant être affichée pourra être déterminé par un utilisateur en choisissant une plage de niveaux de gris Ww de l'image et un centre de ladite plage de niveaux de gris, par exemple par commande sur un clavier ou au moyen d'une souris, non représentés. La pente a établie par une table ou par une loi analytique évolue de façon inversement proportionnelle au contraste X, plus précisément à la largeur Ww de plage de niveaux de gris. En d'autres termes, lorsque l'utilisateur modifie la largeur Ww de plage de niveaux de gris, de Ww à W'w, la pente évolue de ca à t', avec Ww/W'w. = ct'/ax. On conserve ainsi l'allure générale de l'image et l'aspect des tissus observés quel que soit leur type, par exemple pectoraux, glandulaires, adipeux, sous- cutanés ou cutanés en mammographie. Lors d'une telle modification de contraste, on peut effectuer à nouveau les différentes étapes à partir de l'image d'épaisseur stockée dans une mémoire, non représentée, du système à laquelle on accède directement ou par l'intermédiaire d'un bus de données. On peut aussi stocker l'image filtrée dans une mémoire et n'effectuer à nouveau que les étapes postérieures au filtrage, ce qui réduit les temps de calcul mais complique légèrement la gestion des accès à la mémoire. Si un pixel particulier Xn est de niveau de gris représentatif d'une épaisseur supérieur à un pixel Xmet inférieur à un pixel Xp, on aura la même relation entre les pixels de sortie: Ym traversés par les rayons x. Les pixels de sortie Y sont envoyés à une table de visualisation grâce à laquelle un utilisateur peut choisir le contraste Z de l'image visualisée. Grâce à l'invention, on dispose d'un procédé de traitement pour visualiser sur la même image des tissus de caractéristiques radiologiques très différentes, en s'affranchissant au moins en partie des contraintes de luminosité extérieure liées à l'éclairage du local dans lequel s'effectue la visualisation. L'image obtenue d'après le procédé ne présente pas d'artefact et est d'apparence naturelle. Le procédé peut être mis en oeuvre dans des domaines variés de la radiologie tout en étant adapté à la détection et au traitement numériques, sans changer les habitudes des utilisateurs. On évite qu'une augmentation du contraste ne se traduise par une réduction de la dynamique de l'image affichée comme cela se produit de façon classique. On évite aussi qu'une augmentation du contraste ne se traduise par une saturation de certaines zones de l'image représentatives de tissus qu'il est souhaitable d'observer en même temps que d'autres tissus représentées par des zones non saturées, comme par exemple, en mammographie, la saturation des zones adipeuses devenant trop sombres si l'on augmente le contraste sur les zones glandulaires ou, inversement, la saturation des zones glandulaires devenant trop claires si l'on augmente le contraste sur les zones adipeuses. Ceci est du au fait que l'on tient compte du contraste dans le traitement d'image pour la visualisation. REVENDICATIONS 1. Procédé de compensation de l'épaisseur radiologique d'un organe dans un appareil de radiologie, du type comprenant une source de rayons X et un moyen de détection du faisceau de rayons X après qu'il a traversé ledit organe, le moyen de détection étant apte à transformer le faisceau de rayons X en un signal électronique numérique, dans lequel, à partir d'une image numérisée, on calcule une image des épaisseurs radiologiques d'organe traversé par le faisceau de rayons X, on filtre ladite image des épaisseurs radiologiques par un filtre passe-bas pour obtenir une image basse fréquence, on soustrait ladite image basse fréquence de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image de contraste, on traite ladite image basse fréquence par une table préenregistrée ou calculée en temps réel tenant compte d'un contraste x choisi par un utilisateur pour obtenir une image à dynamique réduite et on additionne l'image à dynamique réduite et l'image de contraste pour obtenir une image d'épaisseur compensée, les pixels de niveau inférieur ou supérieur à un seuil prédéterminé ayant été ramenés au moins jusqu'à la valeur du dit seuil, tout en préservant les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le calcul de l'image à dynamique réduite tient compte d'une plage de niveaux de gris de largeur et de centre indiqués par un utilisateur. 3. Procédé selon la revendication 2, dans lequel le traitement de l'image basse fréquence pour obtenir l'image à dynamique réduite est effectué en fonction de la largeur et du centre de la plage de niveaux de gris. 4. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel le traitement de l'image basse fréquence pour obtenir l'image à dynamique réduite est effectué au moyen d'une table numérique ou d'une loi analytique. 5. Procédé selon la revendication 4, dans lequel le traitement de l'image basse fréquence suit une loi monotone. 6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel le traitement de l'image basse fréquence suit une loi linéaire de pente oa. Il 7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel la pente et évolue de façon inversement proportionnelle au contraste x. 8. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel on stocke dans une mémoire l'image basse fréquence et, lors d'un changement de contraste, on lit l'image basse fréquence dans la mémoire et on effectue les traitements et calculs nécessaires. 9. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel, lors d'un changement de contraste, on adapte les paramètres du filtre que l'on applique à l'image des épaisseurs radiologiques par un filtre passe-bas pour obtenir une image basse fréquence et on effectue les traitements et calculs nécessaires. 10. Système de compensation de l'épaisseur radiologique d'un organe dans un appareil de radiologie, du type comprenant une source de rayons X et un moyen de détection du faisceau de rayons X après qu'il a traversé ledit organe, le moyen de détection étant apte à transformer le faisceau de rayons X en un signal électronique numérique, caractérisé par le fait qu'il comprend un moyen (15) pour calculer, à partir d'une image numérisée, une image des épaisseurs radiologiques d'organe traversées par le faisceau de rayons X, un filtre passe-bas (16) pour obtenir à partir de ladite image des épaisseurs radiologiques, une image basse fréquence, un moyen (18) pour soustraire ladite image basse fréquence de l'image des épaisseurs radiologiques pour obtenir une image de contraste, un moyen (17) pour traiter ladite image basse fréquence selon une table préenregistrée tenant compte d'un contraste y choisi par un utilisateur pour obtenir une image à dynamique réduite et un moyen (19) pour additionner l'image à dynamique réduite et l'image de contraste pour obtenir une image d'épaisseur compensée, les pixels de niveau inférieur ou supérieur à un seuil prédéterminé ayant été ramenés au moins jusqu'à la valeur du dit seuil, tout en préservant les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques.