FR 2518340 A1 19830617 FR 8220541 A 19821208 Installation de radiodiagnostic pour l'établissement d'images de soustraction. L'invention concerne une installation de ra- diodiagnostic à cha Sne de télévision à amplificateur de brillance, du type comportant un dispositif de sous- traction qui comporte au moins une mémoire d'imageset un étage différentiel pour réaliser des images de sous- traction par formation de la différence entre les si- gnaux vidéo mémorisés et des signaux vidéo décalés dans le temps, ainsi qu'un moniteur Des images de soustrac- tion sont utilisées en angiographie pour rendre nette- ment visibles des vaisseaux sanguins qui, dans une radio- graphie normale,ne peuvent être reconnus que difficile- ment et qui, au demeurant, sont superposés par des struc- tures osseuses. Dans le brevet accordé en République Fédérale d'Allemagne sous le N O 30 18 129, on a décrit une ins- tallation de radiodiagnostic pour l'établissement d'une image de soustraction, dans laquelle on mémorise dans une mémoire une image à vide résultant de la moyenne de plusieurs balayages, c'est-à-dire une image sans remplis- sage de substance de contraste Ensuite, on injecte une substance de contraste Ensuite, des images injectées sont appliquées directement à un étage différentiel (soustraction en radioscopie) ou sont mémorisées dans une seconde mémoire d'image, avec une moyenne sur plu- sieurs balayages Dans l'étage différentiel a lieu la soustraction entre l'image à vide et l'image injectée, en sorte que sur un moniteur monté en aval, seuls les vaisseaux remplis, qui sont intéressants, sont à voir. La mémorisation des images a lieu dans des mé- moires d'images numériques La soustraction et le post- traitement sont également réalisés par voie numérique. A cet effet, les signaux vidéo sont numérisés dans un, convertisseur analogique/numérique (convertisseur A/D) et, après traitement, retransformés dans un convertis- seur numérique/analogique (convertisseur D/A) en signaux vidéo analogiques pour être représentés sur le moniteur. Les convertisseurs A/D habituels présentent, pour une fréquence de cadence qui correspond à la fréquence d'ima- ges de télévision, une profondeur d'amplitude de 8 bits. Il est vrai que l'on peut également réaliser des transduc- teurs A/D avec une profondeur d'amplitude plus prononcée. Ceux-ci opèrent toutefois avec une plus faible fréquence de cadence, en sorte que seules des radiographies retar- dées dans le temps peuvent être réalisées Maisde ce fait, des flous de mouvement peuvent apparaître. Des vaisseaux qui sont-représentés selon la technique numérique de soustraction ont, dans le spec- tre de fréquenceslocalesune partie spectrale prépondéran- te dans les fréquences locales élevées La fonction de transfert de modulation de la chaîne de télévision à am- plificateur de brillance a pour conséquence, pour ces parties spectrales, des valeurs d'amplitudes relative- ment faibles, comparativement au contenu restant de l'image qui est donné par le contraste de parties super- ficielles plus importantes Aussi, dans le cas d'un si- gnal de roentgen télévision habituel, et par rapport à la représentation des vaisseaux, on obtient un rende- ment relativement mauvais de la profondeur d'amplitude du convertisseur analogique/numérique De ce fait, la = résolution est fortement limitée, et on obtient un fai- ble rapport signal-bruit. La présente invention a pour objet de proposer une installation de radiodiagnostic du type décrit en tête du présent mémoire, dans laquelle la profondeur to- tale de l'amplitude du convertisseur A/D est utilisée pour la technique de soustraction, ce qui conduit, à une amélio- ration, dans l'image numérique de soustraction, du rapport signal-bruit. Selon l'invention, ce problème est résolu grâce au fait qu'en amont du dispositif de soustraction est pré- vu un circuit à caractéristique de passe-haut pour le fil- trage de la fréquence locale bidimensionnelle Grâce à ce circuit passehaut on supprime les parties de l'image qui ont une grande amplitude et qui ne sont pas intéressantes pour la technique de soustraction, de sorte que le conver- tisseur A/D peut s'adapterde meilleure façon aux parties haute fréquence de l'image. On obtient une réalisation plus simple et moins sensible aux perturbations, si, pour l'obtention de-la caractéristique passe-haut, on utilise un circuit passe- bas dont le signal de-sortie basse fréquence est sous- trait du signal d'entrée dans un second étage différen- tiel On peut diminuer le bruit d'image si le circuit passe-bas comporte une seconde mémoire d'image dans la- quelle on superpose des informations des points d'images de plusieurs images. A titre d'exempleon a décrit ci-dessous et représenté aux dessins annexés une forme de réalisation l'objet de l'invention. La figure l est un schéma-bloc de l'installa- tion de radiodiagnostic selon l'invention, et la figure 2 est un schéma-bloc du circuit à ca- ractéristique passe-haut et du dispositif de soustraction de l'installation de radiodiagnostic conforme à la figure-1. Dans la figure 1, on a représenté une instal- lation de radiodiagnostic comportant un tube à rayons X 2 alimenté par un générateur haute tension 1, tube à ra- yons X dans le rayonnement duquel se trouve un patient 3. Un amplificateur de brillance radialogique 4 qui est si- tué en aval, dans le rayonnement, est relié à une caméra de télévision 5 dont la sortie est reliée à un circuit 6 à caractéristique à passe-haut Le signal de sortie de ce circuit est traité dans un circuit de-soustraction 7 et est représenté sur un moniteur 8 Un générateur de caden- ce de synchronisation 9 commande la synchronisation des déroulements, dans le temps,des fonctions de la caméra de télévision 5, du circuit 6, du dispositif de soustrac- tion 7 et du moniteur 8. Au circuit 6 qui est réprésenté sur la figure 2, on applique le signal vidéo analogique de la caméra de té- lévision 5, signal de vidéo dont le logarithme est formé dans un amplificateur logarithmique 10 qui constitue l'éta- ge d'entrée Ensuite, le signal est numérisé dans un con- vertisseur A/D désigné par la référence 11 La sortie du convertisseur A/D, désignée par la référence 11, est re- liée à un étage d'intégration 12 Le signal de sortie de l'étage d'intégration 12 est mémorisé dans une mémoire d'images 13 dont la sortie est-renvoyée à la seconde en- trée de l'entrée d'intégration 12 A la mémoire d'image 13 on applique la fréquence de cadence du générateur de cadence de synchronisation 9, par l'intermédiaire d'un circuit à retard 14 La sortie de la mémoire d'image 13 est reliée à un filtre passe-bas bidimensionnel 15 dont le signal de sortie est converti en signaux analogiques, dans un convertisseur D/A, désigné par la référence 16. Le convertisseur D/A, 16, est relié à un filtre électri- que passe-bas 17, sans déphasage Le signal basse fré- quence du filtre passe-bas 17 est soustrait du signal vi- déo actuel, dans un premier étage différentiel 18. Le signal différentiel de l'étage différen- tiel 18 est amplifié dans un amplificateur 19 et en- suite numérise dans un convertisseur A/D désigné par la référence 20 La sortie du convertisseur A/D dési- gné par la référence 20 est reliée à deux étages d'inté- gration 21 et 23 montés en parallèles et reliés res- pectivement à des secondes mémoires d'images 22 et 24. Les sorties des mémoires d'images 22 et 24 sont ren- voyées auxsecondes entrées des étages d'intégration 21 et 23 Les images radiographiques qui sont mémorisées dans les mémoires d'images 22 et 24 sont soustraites l'une de l'autre dans un second étage différentiel 25. Le signal de sortie de l'étage différentiel 25 peut être appliqué à un amplificateur logarithmique 26 et à un amplificateur numérique 27 Dans un convertisseur D/A, désigné par la référence 28, le signal numérique est converti en un signal analogique qui est représenté sur le moniteur 8. Avant que le signal vidéo analogique soit appliqué au dispositif de soustraction 7, qui contient les éléments constitutifs 19 à 28, il est soumis à un filtrage de la fréquence locale à caractéristique d'un passe-haut A cet effet, un signal vidéo passe par le cir- cuit passe-bas numérique 11 à 17 Dans la mémoire d'ima- ge 13, les signaux vidéo de plusieurs images de télé- vision'sont superposés point par point. Dans le filtre passe-bas 15 qui suit, le con- tenu de la mémoire d'image 13 est soumis, point par point, à un filtrage passe-bas, les points d'images res- pectifs du voisinage immédiat y étant intéressés Ainsi, on peut par exemple saisir pour le cinquième point d'image dans la cinquième ligne, les points-d'images 4-et 6 dans la cinquième ligne et les cinquièmes points d'ima- ges des lignes 4 et 6 On pourrait également tenir compte des points d'images 4 et 6 de la ligne 4 et 6 Un élar- gissement de l'environnement au-delà de ce qui vient d'être dit peut également être imaginé De plus, on pourrait multiplier les points d'images plus éloignés avec une fonction d'affaiblissement l A l'aide de la durée de transit réglable dans le circuit à retard 14, pour la fréquence de cadence de la mémoire d'image 13,-on réalise la compensation de la durée de transit pour le circuit passe-bas il à 17 On obtient ainsi une superposition précise du signal vidéo actuel et du signal vidéo filtré avec le passe-bas Par la soustraction des deux signaux vidéo, dans -l'étage de soustraction 18, on n'obtient que les parties haute fré- quence du signal vidéo. Gràce à la boucle de réaction de l'étage d'in- tégration 12 et la mémoire d'image 13, on peut réaliser une formation moyenne pondérée de la valeur, en sorte que les images de télévision sont largement dépourvues de signaux de bruit. Le signal différentiel de l'étage différentiel 18 présente de ce fait une amplitude plus faible que le signal vidéo Afin que la profondeur d'amplitude du con- vertisseur A/D 20 puisse être complètement mis à profit, le signal différentiel est amplifié dans l'amplificateur 19-avec une excursion d'amplitude qui est la plus grande possible Dans la mémoire d'image 22 on mémorise, par la boucle de réaction avec l'étage d'intégration 21, une image à vide constituée par la moyenne de plusieurs ima- ges de télévision Après l'injection de la substance à contraste, on superpose dans la mémoire d'image 24, par la boucle de réaction dé l'étage d'intégration 23, plusieurs images qui correspondent à une image injectée - sans bruit Dans le second étage différentiel 25,on pro- cède à la soustraction de l'image injectée et de l'ima- ge à vide L'image angiographique de soustraction est re- présentée sur le moniteur. Grâce à cette technique de soustraction, on comprime l'information utile décisive, c'est-à-dire la partie haute fréquence du signal vidéo, sur une ex- cursion d'amplitude relativement faible, et on l'étale ensuite sur la profondeur totale d'amplitude du conver- tisseur A/D De ce fait, on augmente la résolution des images de soustraction, ce qui conduit à une améliora- tion du rapport signal-bruit. 25183-40 REVENDICATIONS 1 Installation de radiodiagnostic à chaîne de télévision à amplificateur de brillance, du type, comportant un dispositif de soustraction ( 7) qui comn- porte au moins une mémoire d'image ( 22,24) et un éta- ge différentiel ( 25) pour réaliser des images de sous- traction par formation de la différence entre les si- gnaux vidéo mémorisés et-des signaux vidéo décalés dans le temps, ainsi qu'un moniteur ( 8), caractérisée par le fait qu'en amont du dispositif de soustraction ( 7) est prévu un circuit ( 61 à caractéristique à passe- haut pour le filtrage de la fréquence locale bidimen- sionnelle. 2 Installation de radiodiagnostic selon la revendication 1, caractérisée par le fait que pour ob- -tenir la caractéristique d'un passe-haut, il est prévu un circuit passebas ( 11 à 17) dont le signal de sortie basse fréquence est soustrait du signal d'entrée dans un second étage différentiel ( 18)- 3 Installation de radiodiagn 6 tic selon la revendication 1, caractérisée par le fait que le cir- cuit passe-bas ( 11 à 17) comporte une seconde mémoire d'image ( 13) dans laquelle on superpose des informa- tions de points d'images de plusieurs images de télé- vision.