FR 2941861 A1 20100813 FR 0950899 A 20090212 PROCEDE DE CALIBRATION DE LA POSITION RELATIVE D'UNE TABLE ET D'UN BRAS EN C D'UN SYSTEME D'IMAGERIE MEDICAL DOMAINE TECHNIQUE GÉNÉRAL ET ART ANTÉRIEUR La présente invention est relative à l'imagerie médicale et plus particulièrement à la calibration du modèle mécanique de comportement et de déplacement d'une table de radiologie interventionnelle de manière relative à un système d'imagerie médical à arceau vasculaire. Les arceaux vasculaires sont classiquement utilisés en imagerie médicale pour permettre l'acquisition : io - d'une part, préalablement à une intervention, d'images 3D d'un organe donné et - d'autre part, pendant l'intervention, d'images fluoroscopiques 2D du même organe. De telles images fluoroscopiques 2D permettent par exemple au 15 chirurgien de se repérer quant à sa navigation dans les structures vasculaires et de vérifier le positionnement de ses outils et leur déploiement. Dans la technique dite de fluoroscopie augmentée 3D (� 3D Augmented Fluoroscopy � ou � 3DAF � selon la terminologie anglo-saxonne couramment utilisée), on superpose à l'image 2D obtenue en intervention une vue 20 correspondant aux données 3D préalablement acquises de la structure ou de l'organe sur lequel on intervient. Cette vue 3D est à cet effet calculée pour correspondre au même angle de vue que celui de l'image fluoroscopique 2D à laquelle on la superpose. Une telle superposition suppose toutefois de parfaitement connaître la 25 position relative et les déformations subies : - par la table qui porte l'objet ou le patient à été placé. - par l'arceau vasculaire qui porte la source et le capteur du système d'imagerie. Un exemple de traitement permettant le calcul de la position et des 30 déformations de l'arceau vasculaire est notamment décrit dans la demande de brevet US 2007/0172033. En effet, cette demande de brevet US 2007/0172033 décrit le moyen de calibrer un modèle mécanique de l'arceau vasculaire qui sera ensuite utilisé de manière conjointe aux capteurs de position du système pour donner un recalage entre l'image 3D et les images de fluoroscopie (autorisant la génération d'image de � fluoroscopie augmentée �). Toutefois, les mouvements ou déformations de la table ne sont pas prises en compte dans cette méthode de calibration. Une difficulté tient donc à calibrer les paramètres de la table qui décrivent les mouvements et les comportements mécaniques de la table. Plus la détermination des paramètres mécaniques de la table sera précise, plus la qualité du recalage dans les io images de fluoroscopie augmentée sera bonne. PRÉSENTATION GÉNÉRALE DE L'INVENTION L'invention propose quant à elle un procédé de calibration du modèle mécanique de la table qui permette de pallier ces limitations. Notamment, le procédé proposé permet la détermination des 15 paramètres mécaniques de la table avec un nombre limités de positions de calibration. Plus précisément, l'invention propose quant à elle un procédé de calibration d'un modèle mécanique de comportement et de déplacement d'une table de radiologie interventionnelle apte à se déplacer par rapport à un 20 système d'imagerie médical à arceau vasculaire, caractérisé en ce qu'une mire fantôme étant positionnée sur la table : • on déplace la table selon au moins un degré de liberté, • on acquiert au moins un jeu d'images correspondant à différentes positions de table pour ce degré de liberté, 25 • on détermine à partir des images obtenues de la mire pour ces différentes positions des paramètres du modèle mécanique de comportement et de déplacement de la table, ces paramètres étant destinés à être combinés avec des informations données par des capteurs de positionnement de la table pour en déduire les positions 30 relatives réelles de la table par rapport au système d'imagerie médical. Ce modèle mécanique couplé à la connaissance des capteurs de positions de la table peut ensuite être utilisé entre autres dans les applications de fluoroscopie augmentée pour déterminer avec précision les mouvements de table et assurer un recalage optimal en l'image 3D et l'image fluoroscopique. Notamment, pour au moins un jeu d'images acquis pour un degré de liberté élémentaire : a) on détecte sur les images ainsi obtenues le positionnement de des éléments de la mire fantôme ; b) on en déduit, pour au moins deux images correspondant l'une à une position de référence, l'autre à une autre position d'acquisition du jeu d'images, une matrice de projection et on en déduit les io paramètres extrinsèques ; c) on détermine un déplacement calculé de la table en combinant les paramètres extrinsèques déterminés pour la position de référence et pour l'autre position d'acquisition ; d) on détermine à partir de ce déplacement calculé et du déplacement 15 mesuré par des capteurs du système un vecteur élémentaire de déplacement associé au degré de liberté élémentaire auquel correspond le jeu d'images. Les étapes a) à d) sont par exemple mises en oeuvre pour différentes images d'un jeu acquis par déplacement selon un degré de liberté élémentaire 20 et on détermine un vecteur élémentaire de déplacement moyen en fonction des différents vecteurs élémentaires déterminés. Elles peuvent en outre être mises en oeuvre pour des jeux d'images acquis pour différents degrés de liberté élémentaire. Egalement, on peut mettre en oeuvre un traitement d'optimisation non- 25 linéaire calculé sur l'ensemble des jeux d'images acquis. L'invention propose en outre un système d'imagerie médicale comportant une table de radiologie interventionnelle et un arceau vasculaire qui comporte des moyens de traitement aptes à mettre en oeuvre une telle calibration. 30 PRÉSENTATION DES FIGURES D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront encore de la description qui suit, laquelle est purement illustrative et non limitative, et doit être lue en regard des figures annexées sur lesquelles : 4 - la figure 1 est une représentation schématique d'un système d'imagerie médical conforme à un mode de réalisation possible de l'invention ; - la figure 2 est un schéma bloc illustrant différentes étapes d'un procédé de calibration. DESCRIPTION D'UN OU PLUSIEURS MODES DE MISE EN îUVRE ET DE RÉALISATION Généralités Le système d'imagerie médicale représenté sur la figure 1 comporte un io bras 1 en C (arceau vasculaire) qui porte à l'une de ses extrémités une source 2 de rayonnement (par exemple à rayons X) et à son autre extrémité un capteur 3. De façon classique, le bras en C est apte à être pivoté autour de l'axe d'une table 4 destinée à recevoir le patient à imager et à être déplacé par 15 rapport à cette table 4 selon divers mouvement L, P, C, schématisés par les différentes doubles flèches sur la figure, de façon à permettre de régler le positionnement dudit bras par rapport à la partie du patient que l'on veut imager. Notamment : 20 - le mouvement L correspond au basculement horizontal du bras en C (basculement autour du de l'axe passant par la source 2 et le capteur 3 ; - le mouvement C correspond au basculement du bras en C sur lui-même, dans son plan ; 25 - le mouvement P correspond au basculement du bras en C autour de l'axe principal de la table. Pour ces différents mouvements, les positions centrées telles que représentées sur la figure 1 sont désignées par O. La source 2 est par exemple une source de rayons X. Elle projette un 30 rayonnement conique qui est reçu par le capteur 3 après avoir traversé le patient que l'on veut imager. Le capteur 3 est de type matriciel et comporte à cet effet une matrice 3a de détecteurs. Les signaux en sortie des détecteurs de la matrice 3a sont numérisés et une unité de traitement 5 reçoit, traite et le cas échéant mémorise les images numériques 2D ainsi obtenues. Avant et après traitement, les images numériques 2D ainsi obtenues peuvent également être mémorisées 5 indépendamment de l'unité de traitement 5, tout support pouvant à cet effet être utilisé : CD-ROM, clé USB, mémoire d'un serveur central, etc. Classiquement par exemple, on acquiert préalablement à une intervention un jeu de prises de vue 2D de l'organe sur lequel on veut intervenir en faisant tourner le bras en C autour du patient. Le jeu d'images io 2D ainsi obtenues est ensuite traité pour calculer une image 3D de l'organe sur lequel on souhaite intervenir. Les traitements pour isoler un organe donné et déterminé une image 3D à partir d'un jeu d'images 2D sont en eux-mêmes classiquement connus. L'affichage de l'image 3D se fait alors selon un angle de prise de vue 15 donné, les points de l'image 3D qui correspondent aux coordonnées x, y dans le plan perpendiculaire à la direction de prise de vue z étant projetés en fonction de leur profondeur dans ladite direction. Cette image 3D est par exemple affichée en superposition à une image 2D, par exemple une image fluoroscopique acquise en temps réel pendant une 20 intervention. Un exemple de traitement en ce sens est notamment décrit dans l'article scientifique � Model of a Vascular C-Arm for 3D Augmented Fluoroscopy in Interventional Radiology �, Sebastien Gorges et al, présenté à la conférence internationale MICCAI 2005, aux Etats-Unis d'Amérique à Palm Spring. 25 Calibration Modèle mécanique de la table L'objectif de la calibration est de déterminer les paramètres mécaniques 30 de la table 4 à partir d'un ensemble d'images à rayon X d'une mire fantôme posée sur la table, ces images étant prises pour différentes positions de la table. Le modèle mécanique de la table 4 est composé de paramètres modélisant les mouvements de la table 4 et les déformations de celle-ci. Dans la suite de la description, il est considéré un modèle simple de la table 4 composé uniquement de translations. v la = [xia,Yla,zla]t vlo = [x1o,y1o,z10 vh = [xh,Yh,zh sont les vecteurs représentant les trois directions de la table 4 que l'on cherche à déterminer. Bien entendu, le modèle simplifié qui est décrit ici ne se veut qu'un exemple non limitatif. Notation Dans la suite du présent texte, on utilise les notations suivantes. t v_la = [Xia ,Y1a,zla vlo=[xlo,ylo,zlo]` vh=[xh,yh,zh]`sont des vecteurs de direction de translation de la table. - d_Io, d_la, d_h sont des mesures de déplacement de la table 4 (par exemple en 1/10 mm) obtenues au moyen de capteurs externes permettant de mesurer les déplacements de la table 4 par rapport à une position de référence. Pour une orientation donnée de l'arceau vasculaire et une longueur focale, on définit par +max, -max et centrée les positions suivantes de la table 4: 1. centrée : est la position de la table 4 lorsque l'hélice est isocentrée 2. - max : translation maximale qui peut être mise en oeuvre tout en conservant l'image de l'hélice visible dans l'image à rayon X 3. + max : translation symétrique Par ailleurs, dans la suite du texte M=K*E désigne la matrice de projection de l'image d'un objet positionné sur la table 4 dans une position relative donnée de la table 4 et de l'arceau vasculaire, où K est la matrice des paramètres intrinsèques qui tient compte de la géométrie interne de l'arceau 30 vasculaire et E la matrice des paramètres extrinsèques qui décrit le positionnement relatif de la table 4 et de l'arceau. On pourra trouver une description des paramètres de la matrice de projection dans la publication 20 25 7 � Multiple View Geometry In Computer Vision �, Richard Hartley and Andrew Zisserman, Cambridge Press University, June 2000. La matrice K de paramètres intrinsèques correspond quant à elle aux paramètres de projection de la source 2 sur le capteur 3. La matrice E de paramètres extrinsèques dépend quant à elle de la position générale relative de l'arceau C et de la table. Acquisitions préalables à la calibration Afin de déterminer les paramètres du modèle mécaniques de la table 4, io on acquiert, pour différentes positions de la table 4, un certain nombre d'image d'une hélice fantôme que l'on positionne sur ladite table 4. Par exemple, on récupère des jeux de trois ou cinq images par rayons X pour les différentes positions du bras en C et les différents déplacements suivants : 15 - position du bras en C telle que L = P = C = O, la table étant bougée selon v_la, - position du bras en C telle que L = 0 (plan du bras en C perpendiculaire à l'axe de la table) et P = C = O, la table étant bougée selon v_lo , 20 - position du bras en C telle que L = 0 (plan du bras en C perpendiculaire à l'axe de la table) et P = C = O, la table étant bougée selon v_h - position du bras en C telle que L = 0 (plan du bras en C perpendiculaire à l'axe de la table), P = O, C = 90 (basculement du bras en C 25 sur lui-même), la table étant bougée selon v_h, - position du bras en C telle que L = 0 (plan du bras en C perpendiculaire à l'axe de la table), P = O, C = 90 (basculement du bras en C sur lui-même), la table étant bougée selon v_lat. 8 Traitement de calibration Une fois ces différents jeux d'images acquis, la calibration se fait ensuite de la façon suivante. Le but est dans cette description de déterminer les vecteurs de translation de la table 4 représentant ces trois degrés de liberté (à savoirv la v lo v h) Première étape Pour chaque jeu d'images, on détecte par un traitement d'images le io positionnement 2D des points de la mire de calibration dans les images à rayon X obtenues. Ensuite, on utilise une méthode pour déterminer la matrice de projection M_i ainsi que les matrices K_i et E_i des paramètres intrinsèques et des paramètres extrinsèques qui correspondent à chacune des images i du jeu de 15 positions, avec M_i=K_iE_i. Le calcul réalisé à cet effet est par exemple déterminé par l'unité 5. �Une telle méthode est décrite par exemple dans : - Vision par ordinateur, par Radu Horaud et Olivier Monga, chapitre 5, 20 - � an optimal solution for mobile camera calibration �, par Puget et skorda, ECCV 1990 - � geometrical calibration for 3D X-ra y imaging �, par Rougé, Picard, Trousset et Ponchut, SPIE 1993 - 161-169. 25 Deuxième étape ; initialise/on du modèle de la table Pour chaque jeu d'images correspondant à un mouvement simple de la table 4 (à savoir les jeux d'images nommées v_la, v_lo et v_h set) on va déterminer de manière linéaire les vecteurs de translations de la table. A cet effet, pour chaque jeu d'image on effectue les traitements 30 suivants : On détermine des mouvements simples de la table 4 (D) en combinant les paramètres extrinsèques E_ref d'une position de référence et les paramètres intrinsèques E_i d'une position quelconque déterminés lors de l'étape 1. Le déplacement D de la table 4 entre ces deux positions est alors donné par D= E-1_i E_ref=[RIT]=[Id 1 T] où R est égal à l'identité si la table 4 n'est pas bougée en rotation. Connaissant en outre l'amplitude de déplacement effectivement mesurée par des capteurs du système entre la position i et la position de référence ref, on en déduit alors le vecteur déplacement de la table 4 v correspondent au jeu d'image traité. D = T = d*v soit v =T/d où d est la mesure de déplacement de la table 4 par les capteurs du système. A partir de plusieurs déterminations successives et à partir de plusieurs positions de référence choisies dans le jeu d'image en cours de traitement, on détermine pour ce vecteur de déplacement v une valeur moyenne. Troisième étape Afin d'améliorer la précision de cette estimation, on optimise de façon non-linéaire un critère C qui vérifie sur l'ensemble des positions des images à rayons X acquises: [ vla vlo vh] =argmin(C) N K avec C= L L Mqi> ù MiXi II i Où q_ij est le ième point de la mire détecté dans l'image j, M_j est la matrice de projection construite par la connaissance du modèle de la table 4 et des capteurs de position de la table 4 et Xi le ième point 3D de la mire de calibration. Dans notre exemple, le modèle de la table 4 est composé de vecteur de translation uniquement, de sorte que Mj est donné par : i0 1 0 0 transx 0 1 0 transy Mi =M * ref 0 0 1 transz 0 0 0 1 Où transx, transy et transz sont donnés par: (eq 1) = v la v lo v h * d ùla_ d lo d h transx transy transz Avec dia, dlo et dh l'amplitude des translations données par les capteurs de translations par rapport à la position de référence respectivement pour les axes latéral, longitudinal et la hauteur. v _ la = [xi, , yiQ , zia ]` v lo = [xi, , yio , zio ]` v h = [xh , yh , zh les vecteurs de translations recherchés. Une fois ces vecteurs de translation (v la v lo v h) ainsi io déterminés, on dispose alors d'une connaissance précise des axes de mouvements élémentaires de la table (en l'occurrence des directions de translation de celle-ci). Cette information est prise en compte par l'unité 5 dans ses calculs pour déterminer la position réelle de la table 4, l'unité 5 déterminant cette position réelle en combinant les vecteurs de ces 15 déplacements élémentaires avec le mouvement commandé pour la table 4. Les vecteurs de translations ainsi déterminés sont utilisés dans des applications pour déterminer la nouvelle matrice de projection Mj prenant en compte le mouvement de table. Les vecteurs de table et les valeurs des capteurs de position (selon l'équation ci-dessus référencée eq 1) sont utilisés 20 conjointement pour déterminer cette nouvelle matrice. Cette matrice peut ensuite être utilisée dans les applications de fluoroscopie augmentée pour l'aide au guidage d'outils. REVENDICATIONS1. Procédé de calibration d'un modèle mécanique de comportement et de déplacement d'une table de radiologie interventionnelle apte à se déplacer par rapport à un système d'imagerie médical à arceau vasculaire, caractérisé en ce qu'une mire fantôme étant positionnée sur la table : • on déplace celle-ci selon au moins un degré de liberté, • on acquiert au moins un jeu d'images correspondant à différentes io positions de table et d'arceau, • on détermine à partir des images obtenues de la mire pour ces différentes positions des paramètres du modèle mécanique de comportement et de déplacement de la table, ces paramètres étant destinés à être combinés avec des informations 15 données par des capteurs de déplacements de la table pour en déduire les positions relatives réelles de la table par rapport au système d'imagerie médical. 2. Procédé de calibration selon la revendication 1, caractérisé en ce que pour au moins un jeu d'images acquis pour un degré de liberté 20 élémentaire : a) on détecte sur les images ainsi obtenues le positionnement de des éléments de la mire fantôme ; b) on en déduit, pour au moins deux images correspondant l'une à une position de référence, l'autre à une autre position d'acquisition du 25 jeu d'images, une matrice de paramètres de projection et on en déduit les paramètres extrinsèques ; c) on détermine un déplacement calculé de la table en combinant les paramètres extrinsèques déterminés pour la position de référence et pour l'autre position d'acquisition ; 30 d) on détermine à partir de ce déplacement calculé et du déplacement mesuré par des capteurs du système un vecteur élémentaire de déplacement associé au degré de liberté élémentaire auquel correspond le jeu d'images. 12 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisée en ce que les étapes a) à d) sont mises en oeuvre pour différentes images d'un jeu acquis par déplacement selon un degré de liberté et on détermine un vecteur élémentaire de déplacement moyen en fonction des différents vecteurs élémentaires déterminés. 4. Procédé de calibration selon la revendication 2, caractérisé en ce que les étapes a) à d) sont mises en oeuvre pour des jeux d'images acquis pour différents degrés de liberté. 5. Procédé selon l'une des revendications 3 ou 4, caractérisé en ce que l'on io met en oeuvre un traitement d'optimisation non-linéaire calculé sur l'ensemble des jeux d'images acquis. 6. Système d'imagerie médicale comportant une table de radiologie interventionnelle et un arceau vasculaire, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de traitement aptes à mettre en oeuvre une calibration selon 15 l'une des revendications précédentes.