Brevet FR2861571A1 — publié le 20050506

L'invention concerne la reconstruction d'images tomographiques en 3D à partir d'images radiographiques obtenues en 2D par rayons X. L'utilisation de vues en 2D obtenues par rayons X est bien connue en imagerie interventionnelle, et notamment par l'utilisation de dispositifs d'observation vasculaires à arbre en C. De telles vues sont utilisées pour guider les instruments chirurgicaux (cathéter, aiguille...) et notamment estimer les positions de tels instruments par rapport aux structures anatomiques environnantes (vaisseaux, os,...). Ces images 2D, obtenues par rayons X, sont également utilisées pour reconstruire une image en 3D de l'objet observé, c'est à dire dans le cadre de la reconstruction tomographique. La reconstruction tomographique nécessite des calculs longs, 15 exigeants en ressource immobilisée et en mémoire. C'est pourquoi on a cherché, lorsque la zone d'intérêt ne représente qu'une fraction de l'étendue du capteur à rayons X, à ne reconstruire l'image en 3D que sur cette fraction. Ainsi, à partir de l'acquisition d'une série de vues en utilisant un capteur d'une étendue donnée, on s'est proposé de n'exploiter qu'une partie de ces données correspondant à une sous-zone du capteur. Ainsi, des systèmes connus proposent à l'utilisateur, à partir d'une reconstruction globale de l'objet mais approximative (car à faible résolution), d'identifier le sous-volume sur lequel on désire obtenir une image à haute résolution. Le système exploite alors les données concernées pour produire la reconstruction spécifique concernée. Pour fournir l'image de ce sous-volume, ces systèmes prennent en compte l'ensemble des données d'acquisition, c'est à dire les données d'un volume plus étendu que celui choisi. En effet, ces systèmes utilisent également les données d'acquisition de ce sous-volume. 2861571 2 Ainsi, ces systèmes utilisent l'ensemble des données acquises, c'est à dire un gros volume de données. Ils ne répondent pas à la nécessité de diminuer la quantité de traitements de données. Le but de l'invention est de réduire la quantité de calculs nécessaires 5 à la réalisation d'une reconstruction tomographique, lorsque celle-ci concerne un volume de faible étendue. L'invention vise également à diminuer cette quantité de calcul tout en faisant appel à un coût de mise en oeuvre qui soit relativement faible. Ces buts sont atteints selon l'invention grâce à un dispositif d'imagerie médicale comprenant une source d'émission de rayons X et un capteur de rayonnement à surface sensible, des moyens pour déplacer ce capteur autour d'une zone à observer d'un patient afin de réaliser une série de prises de vue en 2D de cette zone, comprenant en outre des moyens de traitement des données de prises de vues pour réaliser par ce traitement une reconstruction 3D tomographique de la zone à observer, le dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte en outre des moyens de délimitation latérale sélective par le praticien de faisceau de rayons X arrivant sur la surface sensible du capteur, ces moyens de délimitation de faisceau conservant cette délimitation au cours de la série de prises de vue. D'autres caractéristiques, buts et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui va suivre, faite en référence aux figures annexées sur lesquelles: - la figure 1 est une vue schématique en 3D d'un dispositif 25 d'acquisition d'images de système de reconstruction tomographique selon l'invention; - la figure 2a illustre le fonctionnement d'un dispositif de détection de contour de collimation conforme à une variante de l'invention dans le cas d'un collimateur sphérique; - la figure 2b illustre le fonctionnement de ce dispositif, dans le cas d'une reconnaissance de contour sur contour rectangulaire. L'exemple de mise en oeuvre de l'invention qui va être décrit maintenant s'inscrit dans le cadre de l'utilisation d'un matériel de base du 2861571 3 type connu, à savoir ici un arbre en C, référencé 100, formant moyen d'acquisition d'une série de prises de vues en 2D. Ces prises de vues sont réparties en rotation autour de la zone du patient à observer 200, puis font l'objet d'un traitement de données pour la reconstruction tomographique d'un volume en 3D et l'affichage de ce dernier sur une interface de visionnage du praticien. Ce matériel connu est en outre équipé de moyens que l'on décrira ci-après et qui permettent au praticien de sélectionner et visionner spécifiquement une sous-partie d'une zone observable. Ainsi, les moyens de traitement de données sont ici prévus pour reconstruire un volume en 3D qui peut correspondre aussi bien à l'étendue globale du capteur 300 tournant qu'à l'étendue d'un sous-volume correspondant à une sélection particulière du praticien. Cependant, on propose de délimiter une zone à reconstruire non pas 15 à partir de données d'ensemble préalablement prélevées puis restreintes, mais à partir d'une délimitation de l'exposition du capteur. Ainsi, les moyens de traitement de données se voient approvisionnés par des données issues de prises de vues qui sont en quantités plus restreintes, et permettent d'emblée une efficacité de traitement plus élevée. Les moyens ici proposés pour limiter ce volume de données consistent en des moyens 310 de limitation du faisceau à rayon X capté par le capteur. Il s'agit ici d'un collimateur physique dont le rôle est de délimiter latéralement un faisceau 400 émis et devant irradier le patient, avant que ce faisceau n'atteigne le capteur. Pour simplifier l'illustration, le collimateur 310 a été représenté (figure 1) par son ombre sur le détecteur car, en variante et de manière privilégiée, le collimateur 310 est placé en amont du patient, entre la source de rayons X et le détecteur, plutôt que placé en recouvrement direct du capteur. Toutefois, en variante et de manière privilégiée, le collimateur 310 est placé en amont du patient, entre la source de rayons X et la zone du patient à observer. 2861571 4 Par le choix de ce collimateur 310, le praticien délimite spécifiquement le faisceau en fonction du volume qu'il souhaite obtenir au final sur son interface de visionnage. Le collimateur 310 présente par exemple une forme circulaire, ou sensiblement rectangulaire, par exemple principalement horizontale ou verticale (figures 2a et 2b). Ce collimateur est préférentiellement positionné de telle façon que le faisceau à rayons X le traversant soit centré sur l'axe géométrique 500 de rotation du capteur. L'axe de rotation 500 du capteur définit alors l'axe géométrique central du volume 200 qui sera reconstruit au final. Le volume 200 qui est spécifiquement reconstructible s'avère être celui qui est irradié à chaque prise de vue, c'est à dire le volume 200 défini comme le plus grand volume dont la projection sur chaque position de capteur successive tombe à l'intérieur du collimateur 310. En d'autres termes, la délimitation du faisceau 400 définit, dans chaque prise de vue, un champ d'observation 320 (Field Of View) dont la reconstruction amène à un volume d'intérêt (Volume Of Interest). Ce volume 200 est celui dont les projections sensiblement parallèles de ses bordures sur chaque prise de vue en 3D correspond aux limites du collimateur 310. Pour une collimation circulaire (figure 2a), le volume d'intérêt (VOI) est une sphère. Pour une collimation rectangulaire (figure 2b) le volume d'intérêt (VOI) est un cylindre. On positionne avantageusement le plan du capteur de manière parallèle à l'axe de rotation 500 de ce dernier au cours des prises de vue successives. On positionne également le plan de capteur de telle façon que cet axe de rotation 500 se projette au centre du capteur 300. On prévoit également, de manière préférentielle, que la position du collimateur 310 soit constante dans le faisceau 400 au cours de la rotation du capteur 300. En pratique, des déviations de positionnement du capteur 300 peuvent apparaître, ce dernier n'étant pas parfaitement parallèle à l'axe géométrique de rotation 500 au cours du déplacement de l'arbre en C 100. Les moyens de traitement d'image sont avantageusement dotés de moyens 2861571 5 de correction de ces déviations, par exemple des moyens de recalcul des données acquises afin de recentrer celles-ci par rapport à l'axe de rotation, des moyens de remaniement de ces données en vue de corriger les fautes de parallélisme par rapport à l'axe de rotation 500. Des transformations projectives simples sont par exemple appliquées aux données prélevées, pour chacun des plans de prélèvement, par rapport à un axe de rotation moyen. Si, dans une variante opposée mais tout aussi possible, le collimateur 310 est positionné expressément de manière non symétrique par rdpport à la projection de l'axe de rotation 500 sur le capteur, alors il n'existe pas de volume dont le contour projeté corresponde systématiquement aux bordures du collimateur. Le volume de reconstruction est alors défini par la bordure de collimateur qui est la plus proche de la projection de l'axe. La rotation de ce seul contour autour de cet axe 500 délimite alors le volume à reconstruire. En d'autres termes, c'est la projection du collimateur 310 qui est la plus proche de l'axe de rotation qui restreint le champ d'observation 320 (FOV), et qui par conséquent délimite le volume d'intérêt 200 (VOI). En d'autres termes, le volume de reconstruction 200 peut être défini dans ce cas comme celui donné par des projections collimées qui auraient pour bordure latérale vis à vis de l'axe de rotation 500, non seulement la bordure la plus restrictive, mais également sa bordure placée de manière symétrique par rapport à la projection de l'axe de rotation 500 sur le collimateur 310. Le temps de traitement et la mémoire requise sont réduits du fait du simple traitement des données relatives au volume d'intérêt 200. Afin de réduire le traitement appliqué aux données effectivement intérieures au collimateur 310, les moyens de traitement sont ici prévus pour identifier le volume d'intérêt 200 en question avant le traitement appliqué. Les figures 2a et 2b illustrent la mise en oeuvre proposée ici à titre préférentiel pour une telle détection. Cette variante vise à corriger le fait qu'un traitement d'image en vue de la détermination du contour d'un collimateur 310 à partir d'une prise de vue ne donne pas de résultat 2861571 6 satisfaisant, dans la mesure où les limites du collimateur 310 apparaissent particulièrement peu contrastées, notamment en rapport à la densité des zones apparaissant au sein même de l'image intérieure 320 au collimateur 310. En effet, cette image intérieure peut contenir des ombres d'os ou de métal, comparables en contraste avec les bordures du collimateur 310. Pour accentuer les contours, on propose ici en tant qu'étape préliminaire à l'identification du collimateur 310, d'additionner l'ensemble des prises de vue 600 effectuées au cours de la rotation du capteur 300. L'emplacement du collimateur 310 est fixe sur chacune des prises de vue, si bien que la somme 700 des différentes prises de vue laisse apparaître un contour 330 particulièrement contrasté par rapport à la somme des images internes qui, elles, tendent à se compenser. Ainsi, sur la figure 2a, la vue additionnée 700 laisse apparaître un 15 contour en cercle 330 particulièrement contrasté. Les moyens d'identification de contour, ici sous la forme de moyens de reconnaissance de formes simplifiées, traitent ensuite cette image additionnée. La reconnaissance s'effectue ici par balayage de lignes horizontales puis verticales successives, chaque balayage faisant apparaître un tracé de variation de contraste 800 dont les pics 810 correspondent au croisement de la ligne de balayage considérée avec le contour 330. L'ensemble de ces tracés 800 de variation de contraste donne la localisation spatiale de chaque point du contour 330, en fonction de la position de la ligne de balayage, et des pics 810 révélés sur cette ligne. A la figure 2b, on a représenté le cas particulier d'un collimateur rectangulaire. Dans ce cas, un balayage ligne par ligne et colonne par colonne n'est pas nécessaire. Pourtant là encore, seules deux lignes de balayage de l'image-somme 700 sont nécessaires pour identifier, par leurs pics 810 de variation de contraste, la localisation du bord vertical et du bord horizontal. Pour tirer encore plus avant le fruit de l'unicité des quatre bords d'un tel collimateur en rectangle 310, on additionne de plus l'ensemble des lignes de cette vue avant de procéder au balayage, de sorte que le 2861571 7 balayage s'effectue sur une somme de lignes ou une somme de colonnes d'une image qui est déjà elle-même une somme d'images. Un tel tracé 800 de variation de contraste est alors encore plus significatif puisque résultant de deux additions distinctes. Une telle sommation de lignes ou de colonnes est une technique simple à mettre en oeuvre pour faire mieux ressortir les contours 330, mais d'autres techniques peuvent également être utilisées pour accentuer les contours, en utilisant plus généralement le fait qu'un bord a une localisation constante dans une direction donnée de l'image collimée. D'autres géométries de collimateurs 310 sont également possibles, par exemple une forme en rectangle allongé dont les bords extrémaux sont arrondis, réalisée par mélange d'un cercle et d'un rectangle. L'identification du contour 330 de l'image collimée permet, outre la limitation spatiale de l'opération de reconstruction, de mettre en oeuvre un prétraitement, que l'on décrira ci-après, visant à limiter l'apparition d'artefacts au cours de la reconstruction. En effet, de manière connue en soi, une prise de vue aux bords stricts donne, après reconstruction, l'apparition d'artefacts. Cet effet est connu dans le cas des reconstructions à partir de prises 20 de vues par l'ensemble de la surface sensible d'un capteur, qui a lui même des bords stricts. On propose, pour éviter ces artefacts dus à des bords stricts, d'effectuer un prétraitement des prises de vue 600 qui tire parti de la connaissance du contour 330 de l'image collimée 320. Connaissant ce contour 330, les moyens de traitement effectuent une extrapolation des données au-delà de ces contours de collimation, afin d'élaborer une image ayant une bordure spécifiquement arrangée pour éviter l'apparition d'artefacts. Une technique adaptée pour cela est celle de l'effet miroir au contour. L'extrapolation est ensuite suivie d'un filtrage linéaire, également de type connu. Aussi, la limitation de l'acquisition de données utiles est ici préférentiellement suivie d'une technique d'extrapolation et de filtrage de cette image limitée. 2861571 8 Un tel algorithme de reconstruction utilisant un filtrage linéaire a déjà été proposé notamment pour la reconstruction tomographique à partir de données correspondant à l'ensemble de la surface de détection du capteur tournant, les prises de vue à contour strict traitées dans ce cas étant les prises de vue correspondant à l'ensemble de la surface sensible du capteur. L'identification du positionnement de cette limitation physique est nécessaire à ces moyens de traitement pour appliquer cette extrapolation. Comme décrit précédemment, ce positionnement n'est, dans cette variante, pas fourni directement par l'utilisateur. Ainsi, les artefacts dus à l'application d'un filtre linéaire sur un profil tronqué sont notamment atténués par l'extrapolation réalisée aux bordures de collimation 340 qui sont dirigées de manière orthogonale à la direction de filtrage. Un tel prétraitement d'extrapolation peut, par exemple, être restreint à l'extrapolation dans la direction perpendiculaire à l'axe de rotation du capteur. L'extrapolation par effet de miroir peut, en d'autres termes, être restreinte aux bords 340 disposés symétriquement à la projection de l'axe de rotation 500, c'est à dire les bords sensiblement parallèles à cette projection. Les bords perpendiculaires à la projection de l'axe de rotation 500 n'ont pas nécessairement à faire l'objet de tels prétraitements, car la présence de contours stricts dans ces directions n'affecte pas la reconstruction. Avantageusement, le dispositif inclut des moyens de détection automatique 700, 800, 810 de la forme des moyens de délimitation mis en oeuvre. Avantageusement encore, le dispositif inclut des moyens pour réaliser la reconstruction tomographique d'un volume 200 qui est défini 30 comme le plus grand volume inscrit dans chacun des faisceaux délimités 400 qui correspondent à chacune desdites prises de vue successives 600. 9 REVENDICATIONS 1. Dispositif d'imagerie médicale comprenant une source d'émission de rayons X (400) et un capteur (300) de rayonnement à surface sensible, des moyens (100) pour déplacer ce capteur (300) autour d'une zone à observer d'un patient afin de réaliser une série de prises de vue en 2D de cette zone, comprenant en outre des moyens de traitement des données de prises de vues pour réaliser par ce traitement une reconstruction 3D tomographique de la zone à observer, le dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte en outre des moyens (310) de délimitation latérale sélective par le praticien de faisceau de rayons X arrivant sur la surface sensible du capteur (300), ces moyens de délimitation de faisceau conservant cette délimitation (320) au cours de la série de prises de vue. 2. Dispositif d'imagerie médicale selon la revendication 1 caractérisé en ce que les moyens de délimitation (310) sont constitués par au moins un collimateur (310) entourant le faisceau de rayons X (400). 3. Dispositif d'imagerie médicale selon la revendication 2, caractérisé en ce que le dispositif inclut une série de collimateurs (310) présentant des formes différentes et agencés pour être sélectionnables par l'utilisateur. 4. Dispositif d'imagerie médicale selon la revendication 2 ou la revendication 3, caractérisé en ce que la série de collimateurs (310) inclut un collimateur de forme rectangulaire. 5. Dispositif d'imagerie médicale selon l'une quelconque des 25 revendications 2 à 4, caractérisé en ce que la série de collimateurs (310) inclut un collimateur de forme circulaire. 6. Dispositif d'imagerie médicale selon l'une quelconque des revendications 2 à 5, caractérisé en ce que le collimateur (310) est positionné entre la source de rayons X et la zone (200) du patient à observer. 7. Dispositif d'imagerie médicale selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le dispositif inclut des 2861571 10 moyens de détection automatique (700, 800, 810) de la forme des moyens de délimitation mis en oeuvre. 8. Dispositif d'imagerie médicale selon la revendication précédente, caractérisé en ce qu'il inclut des moyens aptes à sommer un groupe de prises de vue en 2D (700), et réaliser une identification de contour (800, 810) sur l'image constituée par la somme de ces prises de vue. 9. Dispositif d'imagerie médicale selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le dispositif inclut des moyens pour réaliser la reconstruction tomographique d'un volume (200) qui est défini comme le plus grand volume inscrit dans chacun des faisceaux délimités (400) qui correspondent à chacune desdites prises de vue successives (600). 10. Dispositif d'imagerie médicale selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le dispositif comprend des moyens pour réaliser sur chaque prise de vue une extrapolation d'image au-delà du contour délimité de cette prise de vue. 11. Procédé d'imagerie médicale faisant appel à une source d'émission de rayons X (400) et un capteur (300) de rayonnement à surface sensible, dans lequel on déplace ce capteur (300) autour d'une zone à observer d'un patient afin de réaliser une série de prises de vue en 2D de cette zone, et dans lequel on traite des données de prises de vues pour réaliser par ce traitement une reconstruction 3D tomographique de la zone à observer, le procédé étant caractérisé en ce qu'il comporte en outre une étape de délimitation latérale sélective par le praticien du faisceau de rayons X arrivant sur la surface sensible du capteur (300), cette délimitation de faisceau étant conservée au cours de la série de prises de vue.