FR 2848093 A1 20040611 FR 0215443 A 20021206 L'invention concerne les procédés de détection du mouvement cardiaque d'un patient à partir d'un angiogramme des vaisseaux coronaires. L'identification du mouvement cardiaque, à partir d'images d'artères coronaires acquises à l'aide d'un dispositif de radiographie à rayons X durant une injection sélective d'un agent de contraste au sein de ces artères coronaires, peut bénéficier à un certain 10 nombre de d'algorithmes: - calcul d'un indice de perfusion du myocarde basé sur l'analyse de l'évolution de la densité dans la série d'images tout le long des différents cycles cardiaques, - production d'une séquence figée c'est-à-dire avec pas ou très peu de déplacements des artères coronaires entre les différentes images composant ladite séquence, - synchronisation de deux séquences d'images multi 20 modales du même patient, par exemple une séquence acquise en fluoroscopie et une autre séquence acquise en mode enregistrement classique, les images des deux séquences pouvant être alors combinées, - réalisation d'une reconstruction tridimensionnelle en appliquant des algorithmes de reconstruction connus en soi à partir des séries d'images, choisis de manière à ce qu'elles illustrent le même instant dans le cycle cardiaque. Des difficultés surgissent dans ces algorithmes: - une première difficulté est que le signal électrocardiogramme (ECG) est nécessaire pour connaître l'instant dans le cycle cardiaque associé avec chacune des images acquises des séquences. 5 Mais, ce signal n'est pas toujours disponible directement avec les images. De plus, le signal ECG est un signal électrique, qui décrit la stimulation du muscle cardiaque mais pas le mouvement mécanique effectif de ce muscle. Or, dans les applications 10 des algorithmes précédemment décrits, il est nécessaire de connaître la position des artères coronaires injectées, c'est-à-dire de connaître le comportement mécanique du coeur, - une deuxième difficulté est que le patient peut 15 respirer pendant l'acquisition ou bien que les images venant de deux cycles cardiaques différents peuvent être légèrement différentes. Un but de l'invention est de fournir un procédé de 20 détection automatique du mouvement cardiaque permettant de résoudre les problèmes précités. A cet effet, on prévoit, selon l'invention, un procédé de détection automatique du mouvement cardiaque 25 destiné à être mis en oeuvre au sein d'un dispositif de radiographie de type comportant une source de rayons X, des moyens d'enregistrement disposés en regard de la source, et un support disposé entre la source et les moyens d'enregistrement sur lequel un patient dont la 30 région du coeur est à radiographier est destiné à être positionné, caractérisé en ce que le procédé comporte des étapes de: a) acquisition par les moyens d'enregistrement d'une série d'images successives In de la région du coeur b) analyse d'au moins une partie des images ainsi acquises pour y mettre en évidence un mouvement du coeur, et c) détermination du cycle cardiaque à partir de ce 10 mouvement. Ainsi, le procédé permet de déterminer le mouvement mécanique effectif du coeur lors de son cycle à partir d'une série d'images acquises par un dispositif de 15 radiographie de type à rayons X sans avoir besoin du signal de l'électrocardiogramme de manière à synchroniser les différentes images avec celui-ci. De plus, lors du calcul des déplacements intégraux entre les images successives de la série d'images, le procédé 20 peut évaluer les différences légères qu'il peut y avoir entre deux cycles cardiaques contenus dans la série d'images. Selon des variantes de réalisation, le procédé peut 25 présenter au moins l'une des caractéristiques suivantes: - le procédé comporte des étapes de a) acquisition par les moyens d'enregistrement de la série d'images successives In de la région du 30 coeur, b) détermination d'un axe crâniocaudal du coeur, c) calcul pour chaque image In de la série d'images d'un ensemble de coefficients d'atténuation des points de l'image représentant les vaisseaux de la région du coeur suivant des lignes perpendiculaires à l'axe crânio-caudal du coeur, d) calcul d'un dépassement intégral knn,+1 entre deux images successives In et In,1 de la série d'images à partir de l'ensemble des coefficients d'atténuation calculé pour chacune des deux 10 images successives, e) détermination du cycle cardiaque à partir de l'ensemble des déplacements intégraux précédemment calculés. - l'étape b comporte des étapes de bl) calcul, pour chacune des images In de la série d'images, d'une image seuillée associée ISn ne conservant que les vaisseaux de la région du coeur, b2) détermination de l'ensemble des coefficients 20 d'atténuation des points de l'image à partir des images seuillées suivant des lignes perpendiculaires à l'axe du coeur. - l'étape de calcul de l'image seuillée ISn comporte des étapes de: bli) détermination d'au moins une dimension, notamment un diamètre, des vaisseaux de la région du coeur à conserver, blii) calcul d'une image de fermeture à partir de la dimension maximale des vaisseaux de la région 30 du coeur à conserver, bliii) calcul d'une image intermédiaire par soustraction de l'image de fermeture à l'image initiale, et bliv) calcul de l'image seuillée par application 5 sur l'image intermédiaire d'un seuillage adaptatif. - le seuillage est appliqué de sorte qu'il conserve environ 15% des pixels de l'image intermédiaire. - l'ensemble des coefficients d'atténuation des points 10 de l'image In suivant une ligne i est modélisé par une intégrale linéaire f.(i) de ces coefficients d'atténuation le long de cette ligne. - l'intégrale linéaire s'exprime par une formule, pour la ligne i, f(i)= 0 in0 O,'; ) avec I"(i, j)=Rooe () JC(F)()( j=0 in( et Io(i,j)=Rooe-k(F) (x) o R00 est l'intensité initiale des rayons X émis par la source de rayons X, C(M) est le trajet entre la source de rayons X et un point M de l'image In ayant pour coordonnées (i,j) en pixels sur ladite image, pt est le coefficient local d'atténuation 20 le long du trajet C qui dépend de la nature des tissus traversés ainsi que de la longueur d'onde de rayons X utilisée, V représente l'ensemble des points de l'image In appartenant aux vaisseaux projetés qui sont traversées par les rayons X, et F représente l'ensemble 25 des points appartenant à d'autres tissus projetés sur l'image In. - le calcul du déplacement intégral kn,n+l entre deux images successives In et In+1 est effectué à partir de l'ensemble des intégrales linéaires associées à chacune des images successives. - le déplacement intégral est la valeur de knn,+1 qui minimise une fonction de cot de type Fn4+ (kn, ) | (i) (i- knn+l - le procédé comporte une étape supplémentaire de f) choix parmi la série d'images d'un sous-ensemble d'images synchrones du cycle cardiaque à partir du cycle cardiaque prédéterminé précédemment. 10 - le procédé comporte en outre une étape de: g) détermination d'un déplacement intégral d à la respiration du patient (100) entre les images synchrones, la détermination s'effectuant d'une manière similaire à l'étape c. 15 On prévoit aussi, selon l'invention, un dispositif de radiographie de type comportant une source de rayons X, des moyens d'enregistrement disposés en regard de la source, et un support disposé entre la source et les 20 moyens d'enregistrement sur lequel un patient dont la région du coeur est à radiographier est destiné à être positionné, caractérisé en ce que le dispositif de radiographie comporte des moyens pour mettre en oeuvre le procédé selon l'une des revendications précédentes. 25 D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront lors de la description ci-après d'un mode préféré de réalisation. Aux dessins annexés: - la figure 1 est une vue schématique d'un dispositif de radiographie de type à rayons X apte à mettre en oeuvre le procédé selon l'invention, - la figure 2 est un schéma de principe du procédé selon l'invention, - la figure 3 est deux images successives acquises lors du procédé selon l'invention, - la figure 4 est la transformation en images segmentées des images de la figure 3, - la figure 5 est un diagramme représentant les coefficients d'atténuation calculés selon le procédé de l'invention pour les images de la figure - la figure 6 est un diagramme illustrant le cycle 15 cardiaque obtenu par le procédé selon l'invention. En référence à la figure 1, un dispositif de radiographie 1 comprend des moyens de prise de clichés radiographiques 2 et des moyens d'émission de rayons X 3 20 sous la forme d'une source de rayons X. Les moyens de prise de clichés radiographiques 2 peuvent être un capteur plan ou un amplificateur de luminance associé à une caméra. La source de rayons X 3 et les moyens de prises de clichés radiographiques 2 sont fixés à chaque 25 extrémité d'un bras porteur 7 faisant office de positionneur, ici ressemblant à un demi cercle. Le bras en demi cercle 7 est lié à coulissement à un second bras 8. Le second bras 8 est lui-même lié à rotation au socle 9 du dispositif de radiographie 1. Le socle 9 est 30 monté à rotation 12 par rapport au sol. Le bras 8 est apte essentiellement à effectuer des mouvements de rotation 6 autour de son axe propre. Le bras en demi cercle 7 est apte, quant à lui, à coulisser par rapport au bras 8, de manière à ce que le bras en 5 demi cercle 7 fasse un mouvement de rotation 5 par rapport au centre du demi cercle formant le bras 7. En utilisation, le corps du patient 100 est positionné entre la source de rayons X 3 et les moyens 10 de prise de clichés radiographiques 2, sur un support non représenté de manière à ce que le coeur 4 du patient se trouve dans le champ 10 de l'appareil. En référence à la figure 2, le patient 100 est 15 allongé sur le support du dispositif de radiographie 1 alors que la source de rayons X 3 et les moyens de prise de clichés radiographiques 2 effectuent une rotation 5 autour de lui. Dans ce cas de figure, l'axe crâniocaudal du patient 100 est sensiblement parallèle à l'axe 20 5 de rotation du mouvement. Anatomiquement, lors du cycle cardiaque, deux plans du coeur perpendiculaire à son axe crânio-caudal effectuent, l'un par rapport à l'autre, un mouvement de translation selon cet axe crânio-caudal associé à un mouvement de rotation autour 25 de cet axe crânio-caudal. De ce fait, avec un tel positionnement du patient 100 au sein du dispositif de radiographie 1, chaque plan Pt du coeur, perpendiculaire à l'axe crâniocaudal de celui-ci, se projette selon une ligne Lt sur les moyens de prise de clichés 30 radiographiques lorsque ces derniers acquièrent une image St. A l'instant t 4t, alors que l'arceau 7, portant la source de rayons X 3 et les moyens de prise de clichés radiographiques 2, a effectué un mouvement de rotation 5 autour de son axe, le plan Pt précédemment décrit a 5 effectué une translation selon l'axe crânio- caudal du coeur ainsi qu'une rotation selon ce même axe et se retrouve dans une position Pt+,t qui se projette alors sur les moyens de prise de clichés radiographiques 2 suivant une ligne Lt+at que l'on retrouve sur l'image St+8t 10 alors acquise à ce moment. Or, les plans Pt et Pt+at coupent les mêmes types de tissus cardiaques et dans les mêmes proportions. Comme les tissus atténuent plus ou moins les rayons X qui les traversent, la somme de ces atténuations selon la ligne Lt est sensiblement égale à 15 la somme des atténuations selon la ligne Lt+8t. Ainsi, pour connaître le déplacement du plan P. il suffit de calculer le déplacement de sa projection sur les moyens de prise de clichés radiographiques 2, c'est-à-dire le déplacement de la ligne L de Lt à Lt+a. t 20 Soit Roo, l'intensité du rayon émis par la source de rayons X 3. L'image I obtenue après l'injection d'un produit de contraste dans les vaisseaux coronaires du coeur peut être modélisée par: I(M) = Rooe -c(v) u(x)dx-c(F)P(X)d. o C(M) est le trajet entre la source de rayons X 3 modélisée sur la figure 2 par le point O et un point M de l'image, le point M ayant pour coordonnées (i,j) en 30 pixels sur ladite image, jJ est le coefficient local d'atténuation le long du trajet C qui dépend de la nature des tissus traversés ainsi que de la longueur d'onde de rayons X utilisée, V représente l'ensemble des points de l'image 5 appartenant aux vaisseaux projetés qui sont traversés par les rayons X, et F représente l'ensemble des points appartenant à d'autres tissus projetés sur l'image. Dans le cas o l'image ne serait pas injectée, on obtiendrait que les contributions des points qui ne sont pas dans les vaisseaux, c'est-à-dire une image Io dont la modélisation serait Io(M) = -t e (x) De ce fait, le principe du procédé selon l'invention précédemment cité est basé sur la fait que se conserve. On calcule cette entité à partir des différentes images d'une série d'images et ensuite 20 on détermine le déplacement vertical du coeur entre deux images successives de la série d'images. Dans un mode de réalisation préféré, les images acquises par les moyens d'acquisition de clichés 25 radiographiques 2 sont des images de type celles illustrées en figure 3 montrant une image IO, et sa suivante IOn+, dans la série, sur lesquelles, du fait de l'injection d'un produit de contraste au sein des vaisseaux coronaires, ces derniers sont parfaitement 30 visibles en foncé. Dans un premier temps, connaissant les dimensions des artères maximales à extraire, c'està-dire un diamètre des artères coronaires, le procédé selon l'invention applique un masque de fermeture aux images initiales IOr telles qu'illustrées en figure 3. 5 Ce masque de fermeture permet de faire ressortir les éléments structurants ayant une taille équivalente aux dimensions des artères à extraire préalablement déterminées. L'application d'un tel masque revient à calculer une image soustraite obtenue par soustraction à 10 l'image initiale du masque de fermeture correspondante précédemment calculée. Toutefois, cette opération ne réussit pas à éliminer toutes les structures parasites présentes dans l'image. Pour cela, le procédé selon l'invention applique un seuillage adaptatif à l'image 15 soustraite, en calculant un seuil de façon à garder environ 15% de pixels. Cette hypothèse est basée sur le fait que le contraste le plus fort est donné par les vaisseaux coronaires contenant lors de l'acquisition des images, un produit de contraste. On obtient alors une 20 image de contraste seuillée telle qu'illustrée en figure 4 o l'image ISn est l'image seuillée de l'image IO, originale et, de même, l'image seuillée ISn+1 est l'image seuillée de l'image originale IOn+,. Dans une deuxième étape, le procédé selon l'invention détermine des intégrales linéaires f1sdes différentes images seuillées ISn, ligne de pixels i par ligne de pixels i (qui sont ici perpendiculaires à l'axe crânio-caudal du coeur), selon la formule nbcolonnes i('j) ti Wi)= y In (] J) On obtient ainsi pour chacune de images ISn, i valeurs d'intégrales linéaires fs illustrées en figure 5 o IAn est l'ensemble des intégrales linéaires associées à l'image IS, et IAn+1 est l'ensemble des intégrales linéaires associées à l'image ISn+1. Dans une étape suivante, le procédé selon l'invention calcule un déplacement intégral sur une séquence d'images à partir de l'ensemble des intégrales 10 linéaires IAn précédemment calculées et associées à chacune des images originales IOn. Le calcul du déplacement intégral sur une séquence d'images permet de déterminer le mouvement mécanique effectif du coeur, tout du moins, de déterminer l'évolution de la translation 15 des différents plans perpendiculaires à l'axe crâniocaudal du coeur le long de cet axe et dont la projection de chacun de ces plans sur les images IOn est une ligne de pixels i. Pour cela, puisque en début de cette description, nous avons indiqué que la somme des 20 coefficients d'atténuation des points projection du plan perpendiculaire Pt à l'axe du crânio-caudal se conserve, c'est-à-dire que les valeurs fs des intégrales linéaires se conservent, le procédé selon l'invention calcule entre deux images successives IO, et IOn+1 le 25 déplacement selon cette translation. Là, le procédé selon l'invention détermine un déplacement kn,n+1 à partir des intégrales linéaires IAN, IAn+1 associées à chacune des deux images successives considérées, knn,+ qui minimise une fonction de cot F sn+ ' s'établissant comme ) nblignes Fn,n+l (kn,n+l) bl=ges Jf,,n ()i+ (- kn,n 1 i=O La valeur kn,n+1 ainsi obtenu est égale au déplacement effectif en translation du coeur selon l'axe crânio-caudal de celui-ci entre les deux images successives considérées. L'ensemble des valeurs kn,n+1 trouvées pour l'ensemble d'une séquence d'images nous indique le cycle cardiaque tel qu'illustré en figure 6. Selon une variante de réalisation, lors d'une étape supplémentaire, le procédé selon l'invention, supposant que dans chaque cycle cardiaque la succession des évènements est sensiblement la même, détermine des 15 images synchrones d'une image d'origine quelconque prise dans le premier cycle trouvé précédemment. Toutefois, dans une autre variante de réalisation, pour lequel l'ensemble des images synchrones à trouver doit permettre une reconstruction tridimensionnelle, il faut 20 prendre en compte des images qui soient prises dès le début de la rotation de l'arceau 7 du dispositif de radiographie 1, pour lesquels les vaisseaux coronaires sont bien injectés par le produit de contraste. Différents tests ont montré que sur une séquence 25 d'environ deux cents images au total, on peut exploiter approximativement cent images bien injectées, à partir desquelles on peut toujours trouver trois images synchrones au moins qui soient exploitables pour une reconstruction tridimensionnelle. Dans une variante de réalisation, le procédé calcule le déplacement du coeur d au mouvement respiratoire du patient lors de l'acquisition de la séquence d'images servant de données d'entrée au procédé 5 selon l'invention précédemment décrit. Pour cette étape, le procédé selon l'invention se base sur l'ensemble des images synchrones précédemment choisies. De manière très similaire à ce qui a été présenté précédemment, le procédé selon l'invention calcule le déplacement du coeur 10 d au mouvement respiratoire. Pour illustrer cela, on suppose que le procédé dispose de trois images synchrones Il, I2, I3, ainsi que des images seuillées associées IS1, IS2 et IS3. A partir de ces trois images, on définit une fonction de cot F,23 qui prend en compte 15 le fait que la translation entre les images Il et I3 est égale à la somme de la translation entre les images Il et I2 et de la translation entre les images I2 et I3, c'est-à-dire que k13=kl2+k23. Et cette nouvelle fonction de cot F,23 a comme expression: nblignes nblignes FI23 (kl2, k23)= f1s, (i) - f1s2 (i - k12 fIS2 (i) 'Si i=O i=0 nblignes + y | fs, (i)-f1s (i - kl2 - k23 i=0 Ainsi, on détermine les déplacements k12 entre les 25 images Il et I2 et k23 entre les images I2 et I3, indiquant les déplacements dus au mouvement respiratoire entre l'image Il et l'image I2 et l'image I2 et l'image I3 respectivement, kl2 et k23 minimisant F23- Ainsi, avant de faire une reconstruction tridimensionnelle à partir des images synchrones, le dispositif de radiographie 1 corrige ces images à l'aide 5 des déplacements dus à la respiration précédemment calculés par des algorithmes de correction d'images par translation connus en soi, puis par des algorithmes de correction de matrices de projection aussi connus en soi. REVEND I CAT I ONS 1. Procédé de détection automatique du mouvement 5 cardiaque destiné à être mis en oeuvre au sein d'un dispositif de radiographie (1) de type comportant une source de rayons X (3), des moyens d'enregistrement (2) disposés en regard de la source, et un support disposé entre la source et les moyens 10 d'enregistrement sur lequel un patient (100) dont la région du coeur (4) est à radiographier est destiné à être positionné, caractérisé en ce que le procédé comporte des étapes de: a) acquisition par les moyens d'enregistrement 15 d'une série d'images successives In de la région du coeur b) analyse d'au moins une partie des images ainsi acquises pour y mettre en évidence un mouvement du coeur, et c) détermination du cycle cardiaque à partir de ce mouvement. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des étapes de: a) acquisition par les moyens d'enregistrement de la série d'images successives In de la région du coeur, b) détermination d'un axe crâniocaudal du coeur, c) calcul pour chaque image In de la série d'images 30 d'un ensemble de coefficients d'atténuation des points de l'image représentant les vaisseaux de la région du coeur suivant des lignes perpendiculaires à l'axe crânio-caudal du coeur, d) calcul d'un déplacement intégral knj entre deux images successives In et In+, de la série d'images 5 à partir de l'ensemble des coefficients d'atténuation calculé pour chacune des deux images successives, e) détermination du cycle cardiaque à partir de l'ensemble des déplacements intégraux précédemment calculés. 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que l'étape b comporte des étapes de: bl) calcul, pour chacune des images In de la 15 série d'images, d'une image seuillée associée IS, ne conservant que les vaisseaux de la région du coeur, b2) détermination de l'ensemble des coefficients d'atténuation des points de l'image à partir 20 des images seuillées suivant des lignes perpendiculaires à l'axe du coeur. 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que l'étape de calcul de l'image seuillée ISn comporte 25 des étapes de: bli) détermination d'au moins une dimension, notamment un diamètre, des vaisseaux de la région du coeur à conserver, blii) calcul d'une image de fermeture à partir de 30 la dimension maximale des vaisseaux de la région du coeur à conserver, bliii) calcul d'une image intermédiaire par soustraction de l'image de fermeture à l'image initiale, et bliv) calcul de l'image seuillée par application 5 sur l'image intermédiaire d'un seuillage adaptatif. 5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que le seuillage est appliqué de sorte qu'il conserve 10 environs 15% des pixels de l'image intermédiaire. 6. Procédé selon l'une des revendications 2 à 5, caractérisé en ce que l'ensemble des coefficients d'atténuation des points de l'image In suivant une 15 ligne i est modélisé par une intégrale linéaire fl,(i) de ces coefficients d'atténuation le long de cette ligne. 7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce 20 que l'intégrale linéaire s'exprime par une formule, pour la ligne i, X( n) i) avec y:o fo, J) ae I (i,j)=R0e-lc(v)(x-)dXlC(F)) et I0(i,j)= R00e -C(F)p(x)x o R00 est l'intensité initiale des rayons X émis par la source de rayons X (3), C(M) est le trajet entre la source 25 de rayons X et un point M de l'image In ayant pour coordonnées (i,j) en pixels sur ladite image, F est le coefficient local d'atténuation le long du trajet C(M) qui dépend de la nature des tissus traversés ainsi que de la longueur d'onde de rayons X utilisée, V représente l'ensemble des points de l'image In appartenant aux vaisseaux projetés qui sont traversées par les rayons X, et F représente l'ensemble des points appartenant à d'autres tissus projetés sur l'image In. 8. Procédé selon la revendication 6 ou 7, caractérisé en ce que le calcul du déplacement intégral kn,n+1 entre deux images successives In et In+1 est effectué à 10 partir de l'ensemble des intégrales linéaires associées à chacune des images successives. 9. Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que le déplacement intégral est la valeur de knni qui 15 minimise une fonction de cot de type Fn,n+l(knn+])= E fI (i)-f, l (i-knn+l X 10. Procédé selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que, le procédé comporte une étape 20 supplémentaire de: f) choix parmi la série d'images d'un sous- ensemble d'images synchrones du cycle cardiaque à partir du cycle cardiaque prédéterminé précédemment. 11. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'il comporte en outre une étape de: g) détermination d'un déplacement intégral d à la respiration du patient (100) entre les images synchrones, la détermination s'effectuant d'une 30 manière similaire à l'étape c. 12. Dispositif de radiographie (1) de type comportant une source de rayons X (3), des moyens d'enregistrement (2) disposés en regard de la source, 5 et un support disposé entre la source et les moyens d'enregistrement sur lequel un patient (100) dont la région du coeur (4) est à radiographier est destiné à être positionné, caractérisé en ce que le dispositif de radiographie comporte des moyens pour mettre en 10 oeuvre le procédé selon l'une des revendications précédentes.