FR 2803070 A1 20010629 FR 9916587 A 19991228 Procédé et système de gestion de la dynamique d'une image radiologique numérisée. 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 en une étendue de la dynamique de niveau de gris qui simule le plus fidèlement possible un film conventionnel. A cet effet, l'image digitale est affichée sur écran que le radiologue ajuste de façon interactive pour identifier tous les signes cliniques percevant les relations entre les différentes composantes de l'image. Mais la perception précise d'informations de densité moyen de l'image affichée à l'écran est limitée par la dynamique de l'écran. Or, on doit passer façon automatique du contraste élevé de l'image d'origine, par exemple de l'ordre de 30 à 50, au contraste faible offert un écran vidéo. De façon courante, les médecins appliquent 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 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, techniques se révèlent lourdes â mettre en oeuvre et parfois pénibles pour le patient. La présente invention a pour but de remédier aux inconvénients évoqués ' dessus. présente invention a pour but de gérer la dynamique d'une image, en particulier à la limite entre des régions de forte densité et régions de faible densité de l'organe radiographié. procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique, 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 rayons X après qu'il a traversé ledit organe, le moyen détection étant apte à transformer le faisceau de rayons X en un signal électronique numérique. A partir d'une image numérisée dite d'entrée, définit seuil d'intensité, on en déduit une image algébrique de compensation permettant de rehausser les pixels de niveau inférieur au dit seuil, et on somme l'image d'entrée et l'image de compensation, pour obtenir une image compensée qui préserve les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques. Dans un mode de réalisation de l'invention, l'image algébrique de compensation permet de rabaisser les pixels de niveau supérieur au dit seuil. Dans un mode de réalisation de l'invention, on conserve le contraste apparent d'objets d'intérêt dans l'image. Dans un mode de réalisation de l'invention, dans des zones de forte intensité, on réduit localement la dynamique des dits d'objets d'intérêt. Avantageusement, on traite l'image d'entrée par un filtrage passe-bas. Dans un mode de réalisation de l'invention, on traite l'image filtrée selon une table -enregistrée pour obtenir l'image de compensation. Dans un autre mode de réalisation de l'invention, on traite selon une table prédéterminée une image résultant d'une somme pondérée de l'image d'entrée et de l'image filtrée, pour obtenir l'image de compensation. La pondération peut être calculée pour chaque pixel en fonction de la valeur du dit pixel dans l'image d'entrée et dans l'image filtrée, et d'une table préenregistrée. Dans un mode de réalisation de l'invention, on traite l'image compensée selon une table -enregistrée. L'invention a aussi pour objet un système de gestion de la dynamique d'une image 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. Le système comprend un moyen pour définir un seuil d'intensité à partir d'une image numérisée dite d'entrée, un moyen pour en déduire une image algébrique compensation permettant de rehausser les pixels de niveau inférieur au dit seuil, et un moyen pour additionner l'image d'entrée et l'image de compensation, pour obtenir une image compensée qui préserve les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques. Dans un mode de réalisation de l'invention, l'image algébrique de compensation permet aussi de rabaisser les pixels de niveau supérieur au dit seuil. Dans un mode de réalisation de l'invention, le système comprend un moyen pour réduire localement la dynamique des dits d'objets d'intérêt, dans des zones de forte intensité. Avantageusement, le moyen pour définir un seuil d'intensité à partir d'une image numérisée dite d'entrée comprend un filtre passe bas.Dans un mode de réalisation de l'invention, le moyen pour déduire une image algébrique de compensation comprend une table préenregistrée. Dans un autre mode de réalisation de l'invention, le système comprend une table prédéterminée capable de traiter une image résultant d'une somme pondérée de l'image d'entrée et de l'image filtrée, pour obtenir l'image de compensation. Le système peut comprendre un moyen de calcul pondéré pour traiter chaque pixel en fonction de la valeur du dit pixel dans l'image d'entrée et dans l'image filtrée, et d'une table de pondération préenregistrée. Dans un mode de réalisation de l'invention, le système comprend une table -enregistrée pour traiter l'image compensée. Ainsi, l'invention offre un procédé de 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, qui fournit une meilleure compréhension du réglage optimal des paramètres qui doit être effectué. Ce traitement d'images confère une apparence naturelle et plaisante à l'organe étudié. Le procédé peut être appliqué à radiographie de quelque organe que ce soit et est particulièrement bien adapté aux machines de radiographie comprenant un détecteur à l'état solide. Ce type de détecteur réalise une acquisition numérique d'images à forte dynamique en vue d'un traitement numérique ultérieur. On peut supprimer les techniques de conformation de type mécanique et les remplacer par un procédé de gestion de la dynamique qui est mis en couvre dans une chaîne de traitement des images. La présente invention sera mieux comprise l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple nullement limitatif et illustré par les dessins annexés, 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 zones de différentes épaisseurs compensées, selon l'invention la figure 3 est une vue schématique d'un système selon un mode de réalisation de l'invention; la figure 4 est une vue schématique d'un système selon un autre mode de réalisation de l'invention; la figure 5 est une vue schématique d'un système selon un autre mode de réalisation de l'invention; et la figure 6 est une vue schématique d'un complément à la figure 5. 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 des paramètres de luminosité 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 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 complique le travail radiologue. Selon la présente invention, la compensation numérique de l'image brute est basée sur le principe suivant : procédé de compensation d'image augmente ou diminue d'une quantité appropriée l'intensité de l'image dans des régions frontière, par exemple entre des zones ` forte absorption et des zones à faible absorption rayons X, de façon que la dynamique soit réduite tout en tenant compte de la contrainte de la preservation 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 limites de la dynamique de l'écran. Les blocs 1 à 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 noirs, se situent à proximité de la limite inférieure de la dynamique, de façon à être visibles et tout conservant leur différence d'origine, bloc 7 plus clair que le bloc 8 plus clair que le bloc 9. Comme on peut le voir sur la figure 3, une réalisation du système conforme l'invention comprend un filtre 10 de type passe-bas pour recevoir les pixels X d'une image d'entrée et fournissant en sortie des pixels filtrés ou de masque d'entrée Mx, un opérateur 11 disposé aval du filtre 10 et réalisant une fonction notée f, et un sommateur-soustracteur 12 disposé en aval de l'opérateur 11 et recevant les pixels de l'image d'entrée. On réalise ainsi une transformation de l'image. Les pixels de l'image de sortie sont notés Y, avec Y = X - f(Mx). La fonction f de l'opérateur 11 est une fonction monotone à pente variable 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. En d'autres termes si un pixel particulier Xn est de niveau de gris supérieur à un pixel Xm et inférieur à un pixel Xp, on aura la même relation entre les pixels de sortie : Ym La réalisation du système conforme à l'invention illustrée sur la figure 4, incorpore un filtre 10 de type passe-bas pour recevoir les pixels X d'une image d'entrée et fournissant en sortie des pixels filtrés Mx, un opérateur 13 disposé en aval du filtre 10 et réalisant une fonction notée g avec les pixels filtrés de sortieMy=g(Mx), un sommateur-soustracteur 14 recevant les pixels d'entrée X et les pixels filtrés Mx et fournissant à sa sortie des pixels de contraste Cx avec Cx = X - Mx, et un sommateur- additionneur 15 disposé en aval de l'opérateur 13 et du sommateur- soustracteur 14 et recevant les pixels de contraste Cx et les pixels M y. Les pixels de contraste Cx sont également appelés pixels de structure car ils permettent de visualiser les structures anatomiques principales. Les pixels de sortie Y en aval du sommateur-additionneur 15 s'écrivent Y = Cx + M y. Ici les pixels de contraste Cx ne sont pas traités par un opérateur d'où conservation du contraste ce qui correspond à Cy = CX. Des équations (1) CX = X - Mx et (2) Y = CX + My, on déduit (3) Y = X -(Mx - M Pour des raisons d'implémentation, il s'avère avantageux de calculer le terme (Mx - My) au moyen d'un seul opérateur noté 16, sur la figure 5, et réalisant la transformation de MX en (Mx - My) au moyen d'une table préenregistrée. Un sommateur-sous tracteur 17 reçoit les pixels d'entrée X et les pixels transformés (Mx - My) pour calculer le terme X - (Mx - My) lequel est traité par un opérateur 18 réalisant une fonction non-linéaire h au moyen d'une table préenregistrée pour obtenir les pixels de sortie Y avec Y = h(X - (Mx - My)). On peut ainsi réduire la dynamique en rehaussant des pixels de niveau inférieur à un premier seuil et, éventuellement, en abaissant des pixels de niveau supérieur à un second seuil supérieur ou égal au premier seuil. Toutefois, il s'avère intéressant de pondérer la réduction de dynamique opérée pour éviter des structures de petite taille qui n'apparaissent pas sur l'image filtrée de pixels Mx, tels que des vaisseaux sanguins chargés de produit de contraste, ne soient représentées avec des niveaux de gris potentiellement négatifs. Par exemple, si une zone claire de l'image a un niveau moyen de 200 avec une structure de petite taille plus foncée de niveau 30, on aura généralement pour la dite zone Mx = 200. Supposons maintenant que la réduction de dynamique que l'on opère abaisse le niveau de gris de 50 sur la dite zone. On aura théoriquement pour la structure de petite taille des niveaux de gris de l'ordre de -20, ce qui n'est pas satisfaisant. Pour pallier ce défaut potentiel, on ajoute au système illustré sur la figure 5, un sous-système illustré sur la figure 6. Le sous-système comprend une table préenregistrée 19 qui reçoit les pixels d'entrée X et les pixels filtrés Mx pour fournir en sortie des pixels de valeur DX = (1 - K)*(X - Mx) et un sommateur-additionneur 20 disposé en aval de la table 19 et du filtre 10 déjà prévu dans le mode de réalisation précédent. En sortie du sommateur-additionneur 20, on a des pixels filtrés pondérés Px, avec Px = DX + MX = (1 - K) * (X - Mx) + Mx ou encore Px = (1 - K) * X + K Mx. Les pixels pondérés Px sont ensuite envoyés vers l'opérateur 16 de la figure 5. Le facteur K est constant pour une valeur donnée du couple X ; Mx. Les valeurs Dx de correction de Mx correspondent à des valeurs du facteur K. Elles sont stockées dans la table 19. Par exemple si X et Mx sont codés sur 12 bits chacun, on stockera 4096*4096 valeurs de correction Dx. Une autre approche, plus compliquée, consisterait à modifier la loi de filtrage du filtre 10. Lors de la mise au point du système, et normalement une fois pour toutes, on calcule les valeurs de Dx pour chaque valeur du couple X ; Mx. Tout d'abord, on calcule Cy pour Dx = 0, puis par itérations successives on cherche à obtenir l'égalité Cy = Cx en modifiant Dx à chaque itération. Ainsi, la pondération est adaptative en permanence en fonction du pixel traité X et des pixels avoisinants dont la moyenne est Mx. Pour accélérer le calcul, on pourra partir non de Dx = 0, mais d'une valeur de Dx calculée auparavant pour un couple ; Mx proche de celui pour lequel on effectue le calcul. On peut aussi calculer le contraste de sortie Cy pour Dx = 0, Dx = -Mx, Dx = Mmax - Mx, puis par itérations successives chercher à obtenir l'égalité Cy = Cx en modifiant Dx à chaque itération Mmax étant la valeur maximale possible de Mx. On peut aussi prévoir des lois un peu différentes, par exemple pour amplifier les faibles contrastes dans le cas d'implants (stents) peu visibles ou pour conserver de forts contrastes. Il suffit alors d'utiliser une autre table donnant la correction Dx selon X ; Mx. Grâce à l'invention, on dispose d'un procédé et d'un système de traitement d'images capable de simuler une opération physique de disposition d'un liquide absorbant, ce qui permet une compréhension aisée de son fonctionnement. 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 supprimant le besoin des dispositifs physiques de compensation. Le procédé et d'un système de traitement d'images sont parfaitement adaptés à l'acquisition et au traitement numériques d'images radiographiques et effectuent une gestion de la dynamique des images de façon automatique au sein d'une chaîne de traitement disposée entre le détecteur numérique et des moyens de visualisation tels que moniteurs, imprimantes, etc. L'invention permet une meilleure visualisation des vaisseaux sanguins d'un organe d'un etre vivant, en particulier dans les zones sombres. La gestion du contraste est effectuée au moyen d'une table préenregistrée et peut être modifiée ' la demande aisément. REVENDICATIONS 1. Procédé de gestion de la dynamique d'une image radiologique numérisée 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 dite d'entrée, on définit un seuil d'intensité, on déduit une image algébrique de compensation permettant de rehausser les pixels de niveau inférieur au dit seuil, et on somme l'image d'entrée et l'image de compensation, pour obtenir une image compensée qui préserve les différences et les rapports réels entre structures anatomiques. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'image algébrique de compensation permet de rabaisser les pixels de niveau supérieur au dit seuil. 3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, dans lequel conserve le contraste apparent d'objets d'intérêt dans l'image. 4. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel, dans des zones de forte intensité, on réduit localement la dynamique des dits d'objets d'intérêt. 5. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel on traite par un filtrage passe- l'image d'entrée. 6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel on traite l'image filtrée selon une table préenregistrée pour obtenir l'image de compensation. 7. Procédé selon la revendication 5, dans lequel traite selon une table prédéterminée une image résultant d'une somme pondérée de l'image d'entrée et de l'image filtrée, pour obtenir l'image de compensation. 8. Procédé selon la revendication 7, dans lequel la pondération est calculée pour chaque pixel en fonction de la valeur du dit pixel dans l'image d'entrée et dans l'image filtrée, et d'une table préenregistrée. 9. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel on traite l'image compensée selon une table pré- enregistrée. 10. Système de gestion la dynamique d'une image radiologique numérisée dans un appareil de radiologie, du type comprenant une source de rayons X et 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 comprend un moyen (10) pour définir un seuil d'intensité à partir d'une image numérisée dite d'entrée, un moyen (11) pour en déduire une image algébrique de compensation permettant de rehausser les pixels niveau inférieur au dit seuil, et un moyen (12) pour additionner l'image d'entrée et l'image de compensation, pour obtenir une image compensée qui préserve les différences et les rapports réels entre les structures anatomiques.