FR2829268A1 - Procede de traitement d'images pour angiographie soustractiv e numerisee - Google Patents
Procede de traitement d'images pour angiographie soustractiv e numerisee Download PDFInfo
- Publication number
- FR2829268A1 FR2829268A1 FR0111441A FR0111441A FR2829268A1 FR 2829268 A1 FR2829268 A1 FR 2829268A1 FR 0111441 A FR0111441 A FR 0111441A FR 0111441 A FR0111441 A FR 0111441A FR 2829268 A1 FR2829268 A1 FR 2829268A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- digitized
- images
- sequence
- mask
- opacified
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000003672 processing method Methods 0.000 title claims abstract description 15
- 238000002583 angiography Methods 0.000 title claims abstract description 11
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 25
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 23
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 claims description 16
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 13
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 claims description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 claims description 2
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims 2
- 230000006870 function Effects 0.000 description 43
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 11
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 9
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 9
- 230000003628 erosive effect Effects 0.000 description 7
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 5
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 3
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 230000010339 dilation Effects 0.000 description 2
- ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 7553-56-2 Chemical compound [I] ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 235000002566 Capsicum Nutrition 0.000 description 1
- 239000006002 Pepper Substances 0.000 description 1
- 235000016761 Piper aduncum Nutrition 0.000 description 1
- 235000017804 Piper guineense Nutrition 0.000 description 1
- 244000203593 Piper nigrum Species 0.000 description 1
- 235000008184 Piper nigrum Nutrition 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 229910052740 iodine Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011630 iodine Substances 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
- H04N5/321—Transforming X-rays with video transmission of fluoroscopic images
- H04N5/325—Image enhancement, e.g. by subtraction techniques using polyenergetic X-rays
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/50—Image enhancement or restoration using two or more images, e.g. averaging or subtraction
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Complex Calculations (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Abstract
L'invention concerne le domaine de l'angiographie soustractive numérisée. Un procédé de traitement d'images est appliqué à un masque numérisé (100) et à une séquence d'images opacifiées numérisées (101). Une fonction logarithmique (105) est appliquée aux valeurs des pixels du masque numérisé et aux valeurs des pixels de la séquence d'images opacifiées numérisées, puis on effectue une soustraction (108) de la valeur logarithmique de chaque pixel d'une image opacifiée numérisée à la valeur logarithmique du pixel correspondant dans le masque numérisé. Afin d'améliorer la qualité des images traitées, une étape de traitement (102) apte à diminuer certaines valeurs de pixels du masque numérisé et des images opacifiées numérisées est appliquée avant application de la fonction logarithmique.
Description
F: \Salle\FP000023\PREMDEP\ADMIN\Texte_déposé.doc I I :
::; ;:2829268::;;:;
-:: -:Y::;: : -: ':::::::::::.'
Procédé de traitement d'images pour angiographie soustractive numérisce.
:: : ::: 'l, --: :: :
DOMAINE TECHNIQUE
L'invention concerne un procédé de traitement d'images pour générer une séquence d'images d'angiographie soustractive numérisée (en anglais Digitai Subtraction Angiagraphy) à partir d'un masque numérisé comprenant des valeurs de pixels et d'une séquence d'images opacifiées numérisées comprenant des valeurs de pixels, le procédé comprenant une étape d'application d'une fonction logarithmique aux valeurs des pixels du masque numérisé et aux valeurs des pixels de la séquence d'images opacifiées numérisoes, pour obtenir des valeurs logarithmiques de pixels et une étape de soustraction de la valeur logarithmique de chaque pixel d'une image opacifiée numérisée à la valeur logarithmique du pixel correspondant dans le
masque numérisé.
ETAT DE LA TECHNIQUE ANTERIEURE
L'angiographie soustractive numérisée est décrite dans un ouvrage de -
R. Kruger et S. Riederer intitulé " Basic Concept of Digital Subtraction Angiography " (G.K hall Medical Publisher, Boston, MA, 1984). Une telle technique d'imagerie
médicale est notamment utilisée pour l'étude de vaisseaux sanguins d'un patient.
Une région du patient est traversée par des rayons X. En sortie de cette région, les rayons X sont convertis en lumière, laquelle est convertie en un signal électrique qui permet d'obtenir une image, appelée masque. Un agent de contraste, par exemple
comprenant de l'iodej est ensuite injecté dans ies vaisseaux sanguins du patient.
Une séquence d'images opacifiées est alors obtenues grâce aux rayons X qui ont traversé ladite région. Par l'expression " séquence d'images ", il faut entendre une image ou plusieurs images successives. Le masque ainsi que ies images opacifiées sont alors numérisés. Le masque numérisé comprend des pixeis possédant chacun une valeur de brillance, encore appelée " niveau de gris ", par exemple comprise entre 0 et 255. Il en est de même pour une image opacifiée numérisée. Une fonction logarithmique est alors appliquée aux valeurs des pixels du masque numérisé et des images opacifices numérisées. On soustrait alors, pour chaque pixel d'une image opacifice numérisce, sa valeur logarithmique à la valeur logarithmique du pixcl
correspondant dans le masque numérisé.
Par fonction logarithmique', il faut entendre une fonction dont la dérivée est grande pour des valeurs faibles d'une variable à laquelle eile est appliquée; puis décro^'t et tend vers zéro pour des valeurs importantes de la variable. Par exemple, la fonction t ' ':;
; / 2 2829268
a logarithme népérien" peut:étre appliquée, ou encore uné fonction f du type:; ; : f(x)=xt/n O x est la variable et n est. un nombre entier.; Un procédé tei que décrit ci-dessus permet d'obtenir une séquence d'images finale qui ne contient que les vaisseaux sanguins de la région étudiée. En effet, la soustraction du masque permet de supprimer des objets qui apparaissent dans la séquence d'images opacifiées et qui sont gênant pour une analyse des vaisseaux, tels des tissus ou des os. Cependant, la demanderesse a constaté qu'en appliquant ce procédé, certains vaisseaux n'apparaissent pas ou sont peu visibles dans la séquence d'images finale, notamment des vaisseaux qui se trouvent superposés à
une structure sombre, tel un os, dans la séquence d'images opacifiées.
::
EXPOSE DE L'INVENTION
Un but de l'invention est de proposer un procédé de traitement d'images permettant notamment de restituer certains vaisseaux qui sont peu ou pas
visibie lorsque l'on utilise le procédé décrit dans l'état de la technique.
:; - L'invention prend en compte les considérations suivantes. L'application d'une - fonction logarithmique permet d'augmenter un contraste entre des objets sombres qui possèdent des niveaux de gris proches. En effet, une teile fonction possède un gain, représenté par sa dérivée, élevé pour des valeurs faibles d'une variable à laquelle elle est appliquée. Par conséquent, i'application d'une fonction logarithmique permet de faire apparaître des vaisseaux dans la séquence d'images finale, méme si ceux-ci sont superposés à des structures sombres dans la séquence d'images opacifiées. Ceci est valable si lesdites structures sombres possèdent effectivement des niveaux de gris faibles. Cependant, il est fréquent, en angiographie, qu'un rayonnement X secondaire (en anglais scatter radiation) apparaisse, du à une diffraction des rayons X par certaines structures de la région du patient étudice. Un tel rayonnement X secondaire a notamment pour effet d'augmenter la valeur de certains pixels du masque numérisé et des images opacifiées numérisées. Par conséquent, des structures qui, en l'absence de rayonnement X secondaire, devraient posséder des niveaux de gris faibles, possèdent des niveaux de gris relativement élevés. De ce fait, l'application de la fonction logarithmique ne permet plus de faire appara^'tre des vaisseaux superposés
à des structures teiles des os.
Selon l'invention, un procédé de traitement d'images tel que défini dans le paragraphe d'ouverture est caractérisé en ce qu'il comprend, avant i'étape d'application d'une fonction logarithmique, une étape de traitement apte à diminuer certaines valeurs de pixels du masque numérisé et des images opacifiées numérisées. : -
- ': 3 2829268
En diminuant certaines valeurs des pixels du masque numérisé et des images opacifiées numérisées, I'effet du rayonnement X secondaire s'estompe et i'application de la fonction logarithmique permet de nouveau de faire apparatre des vaisseaux superposés à des structures sombres dans la séquence d'images opacifiées. Par exernple, il est possible de mesurer, pour chaque pixel du masque et des images opacifiées numérisées, une contribution du rayonnement X secondaire à
la valeur dudit pixel, et de soustraire cette contribution à cette valeur.
Dans un mode de réalisation préférentiel de l'invention, ladite étape de traitement comprend les sous-étapes de sélection, dans la séquence d'images opacifiées numérisées, de la valeur de pixal la plus basse et de soustraction à toutes Ies valeurs des pixels de la séquence d'images opacifises numérisces et du masque
numérisé, d'une certaine fraction de cette valeur de pixel la plus basse.
Selon ce mode de réalisation, on considère que le rayonnement X secondaire apporte la même contribution à tous les pixeis du masque et des images opacifiées numérisés, et on approche cette contribution par une fraction, par exemple la moitié, de la valeur de pixel la plus basse dans la séquence d'images opacifiées numérisées. Un tel mode de réalisation est particulièrement simple à mettre en _uvre, car il permet de s'affranchir d'une mesure de la contribution du rayonnement
X secondaire à la valeur de chaque pixcl. -
Dans une première variante de l'invention, le procédé de traitement d'images est caractérisé en ce qu'ii comprend, en sortie de l'étape de soustraction,
une étape de filtrage de bruit impuisionnel.
- -: - - i Les étapes de traitement' d'application de ia fonction iogarithmique et de soustraction/ si elles permettent de restituer certains vaisscaux, introduisent également dans la séquence d'images finale, du bruit, notamment du bruit de type impuisionnel. Selon cette variante, ce bruit impuisionnel diminue, afin de faciliter
l'analyse de la séquence d'images finaies par un médecin.
Dans un mode de réalisation préférentiel de cette première variante,
ladite étape de filtrage utilise un filtre morphologique.
L'utilisation d'un tel flitre permet de supprimer une bonne partie du bruit impuisionnel, tout en conservant des détails importants pour l'analyse
effectuée par le médecin, par exemple des vaisscaux fins.
Dans une deuxIème variante de l'invention, le procédé de traitement d'images est caractérisé en ce qu'il comprend en outre, avant l'étape de traitement,
une étape de filtrage temporel.
L'étape de traitement et l'application de la fonction logarithmique ont pour effet d'amplifier du bruit présent dans le masque et la séquence d'images opacifices, lorsque ce bruit se situe dans des zones sombres. Or du bruit quantique est inhérent à l'angiographie soustractive numérisée. Selon cette deuxième variante, :
::: :::
:::::::: :::: ::
::: ::;:::: :: 2829268::::
,
:: :::
une bonne partie du bruit quantique est. supprimée avant l'étape de traitement e t l'application de la fonction logarithmique, de sorte que peu de bruit quantique
subsiste dans la séquence d'images finale. -
: ::
BREVE DESCRIPTION DES FIGURES
:
L'invention sera mieux comprise et d'autres détails appara^'tront dans la description
qui va suivre en regard des dessins annexés qui sont donnés à titre d'exemples non limitatifs et dans lesquels: - la figure la illustre un procédé de traitement d'images selon l'invention; - la figure lb est une courbe de gain d'une fonction logarithmique appliquée dans ie procédé de la figure 1; - I a figure 1c représente la courbe de gain de la figure lb pour des valeurs de pixels faibles; - la figure 2 illustre une étape de filtrage utilisée dans une première variante de l'invention; -: les figures 3a à 3c iilustrent des opératTons d'ouverture et de; fermeture appliquées dans l'étape de filtrage de la figure 2;: - -: la figure 4a illustre un filtre temporel utilisé dans une deuxième variante de l'invention, et la figure 4b illustre un procédé de traitement d'irnages mettant en oeuvre le filtre temporel de la figure 4a; - - la figure 5 illustre un appareil d'imagerie médicale mettant en _uvre
l'invention; - -
EXPOSE DETAILLE D'AU MOINS UN MODE DE REALISATION DE L'INVENTION
La figure la illustre un procédé de traitement d'images selon l'invention. Un masque numérisé 100 est obtenu par détection de rayons X ayant traversé une région d'un patient, puis numérisation. Une séquence d'images opacifiées numérisces 101 est obtenue par détection des rayons X ayant traversé la même région, puis numérisation, un agent de contraste ayant été inJecté dans des vaisseaux sanguins du patient. Le masque numérisé 100 ainsi que la séquence d'images opacifices numérisées 101 subissent successivement une étape de traitement 102 pour donner respectivement un masque traité 103 et une séquence d'images opacifiées traitées 104, et une étape d'application d'une fonction logarithmique 105, pour donner respectivement un masque logarithmique 106 et une séquence d'images opacifiées logarithmiques 107. Le masque logarithmique 106 est alors soustrait à chaque image de la séquence d'images opacifices logarithmiques 107, lors d'une étape de soustraction 108, et on obtient une séquence d'images
finale 109.
is 2829268; ' ::
Il faut noter que sur la figure la, le. procédé selon l'invention est.
appliqué à plusieurs images opacifiées successives, qui forment la séquence d'images opacifiées numérisées 101, c'est à dire que les étapes 102, 105 et 108 sont; successivement appliquées à chaque image opacifiée numérisée de la séquence 101.: Bien entendu, le procédé selon l'invention peut être appliqué à une seule image - opacifiée numérisce, c'est à dire qu'il n'est pas nocessaire d'avoir plusieurs images
successives pour appliquer ce procédé.
La figure lb représente une courbe de gain de la fonction logarithmique appliquce lors de l'étape 105. La figure 1c représente la même courbe de gain, pour de faibles valeurs de pixcis. La courbe de gain représente, en ordonnée, le gain de la fonction logarithmique en fonction de ia valeur d'un pixel, représentée en abscisse et comprise entre 0 et 255, les basses valeurs correspondant à des zones sombres, les hautes valeurs à des zones claires. Un pixel ayant une certaine valeur après I'étape 102 verra, lors de l'étape 105, sa valeur i multipliée par le gain correspondant sur ladite courbe de gain. Il faut noter qu'une :. table de conversion LUT (LUT est l'abréviation de l'expression anglaise Look-Up
: Table) est généralement utilisée pour appliquer la fonction logarithmique.
Dans une hypothèse, pour parvenir à une meilleure compréhension de I'invention, on considère tout d'abord que l'étape de traitement 102 n'est pas appliquée. Dans un C3S théorique o le rayonnement X secondaire est nul et o l'on s'intéresse à une zone sombre comprenant un vaisscau sanguin superposé à un os. Si l'on considère, par exemple, que les pixcis correspondant au vaisseau sanguin ont une. -; valeur égale à 12 dans la séquence d'images opacifiées numérisces 101 et que les
pixels correspondant à l'os ont une valeur égale à 16 dans le masque numérisé 101.
Ces valeurs sont proches, de sorte que, si on soustrayait ie masque numérisé 100 à la séquence d'images opacifiées numérisées 101, sans appliquer ia fonction logarithmique, le vaisseau sanguin serait peu visible dans la séquence d'images finale 109. Grâce à la fonction logarithmique, les pixels du vaisseau sont multipliés par environ 10 et les pixels de l'os par environ 4, comme le montre la figure 1c. Par conséquent, après application de la fonction logarithmique, les pixels du vaisseau ont une valeur d'environ 120 et les pixels de l'os une valeur d'environ 64. L'écart de niveaux de gris est alors suffisant pour que, après l'étape de soustraction 108, ie
vaisseau sanguin apparaisse dans la séquence d'images finale 109.
Cependant, du fait du rayonnement X secondaire, la valeur des pixels du masque numérisé 100 et de la séquence d'images opacifiées numérisées 101 augmente. Par exemple, au iieu d'étre égale à 12, comme en l'absence de rayonnement X secondaire, la valeur des pixcis du vaisseau peut être égaie à 24. Ia valeur des pixels de l'os peut alors être égale à 28. Or, pour des valeurs de pixcis de : 7 q
; - 2B29268
,. 1
24 et 28, ie gain de ia fonction logarithmique est quasiment identique, comme ie:;;; - montre la figure lc. Par conséquent, malgré l'application de la fonction logarithmique, les pixels du vaisseau dans la séquence d'images opacifiées logarithmiques 107 ont des valeurs proches des pixels de l'os dans le masque logarithmique 106/ de sorte que l'étape de soustraction 108 ne peut faire appara'^tre distinctement ie vaisseau dans la séquence d'images finale 109, ce qui est un inconvénient. Selon l'invention, on applique une étape de traitement 102 qui permet de remédier à cet inconvénient. En effet, lors de cette étape de traitement 102, les : valeurs de certains pixels sont diminuées. Par exemple, si l'on dispose d'un système permettant de mesurer la contribution du rayonnement X secondaire à la valeur de chaque pixel dans le masque numérisé 100 et dans la séquence d'images opacifiées
numérisces 101, on peut retrancher cette contribution à la valeur de chaque pixel.
Ainsi, dans le masque traité 103 et dans la séquence d'images opacifiées traitées 104, les pixcis ont des valeurs identiques aux valeurs que l'on obtiendrait en i I'absence de rayonnement secondaire X. De la sorte, pour des raisons indiquées ci dessus, après application de la fonction logarithmique lors de l'étape 105, I'étape de i soustraction 108 est apte à restituer distinctement les vaisseaux qui, dans la séquence d'images opacifiées numérisées 101, se trouvent superposés à des structures sombres tels des os. Cependant, un tel système est généralement
encombrant et techniquement compiexe.
- -- C'est pourquoi, dans un mode de réalisation préférentiel de --
: i; I'invention, on retranche aux valeurs de tous les pixcis du masque numérisé 100 et; de la séquence d'images opacifiées numérisées 101, une certaine fraction de la
valeur de pixel la plus basse dans la séquence d'images opacifices numérisées 101.
Par exemple, cette fraction peut être égale à cinquante pour cent. Si l'on reprend l'exemple précédemment décrit o, du fait du rayonnement secondaire X, les pixels d'un vaisscau ont une valeur égale à 24 et les pixels d'un os une valeur égaie à 28 Si l'on suppose que, dans la séquence d'images opacifiées numérisées 101, le vaisscau est la structure la plus sombre, c'est à dire que la valeur de pixel la plus basse est égale à 24. Si l'on retranche aux valeurs de tous les pixcis du masque numérisé 100 et de la séquence d'images opacifiées numérisées 101 une moitié de cette valeur de pixel ia plus basse, c'est à dire 12, les pixcis du vaisscau auront, dans la séquence d'images opacifiées traitées 104, une valeur égale à 12, et les pixcis de l'os auront, dans le masque traité 103, une valeur égaie à 16. De ce fait, pour des raisons indiquées ci-dessus, après application de la fonction logarithmique lors de l'étape 105, I'étape de soustraction 108 est apte à restituer distinctement le vaisseau. De plus, ce procédé est particulièrement simple à implémenter. En effet, connaissant les valeurs de tous les pixels de la séquence d'images opacifiées
',' ' -: ' 7; _
: ':;;::;: '; 7 ZB29268
numérisées 101, ii est aisé d'en sélectionner la plus basse, puis de retrancher une fraction prédéterminée de cette valeur la plus basse à tous les pixels du masque numérisé 100 et de la séquence d'images opacifiées numérisées 101.;: ; :: Cependant, l'utilisation du procédé selon l'invention peut introduire du bruit dans la séquence d'images finale 109, notamment du bruit de type impuisionnel. Un tel bruit se caractérise par un aspect granuleux-de la séquence; d'images finale 109. Un tel bruit est encore qualifié de <x bruit poivre et sel " ou de " bruit de speckle " En effet, du bruit impuisionnel est naturellement présent dans des images d'angiographie. Si ce bruit impuJsionnel est peu visible dans la séquence d'images opacifices numérisées 101, il est toutefois amplifié par une combinaison de l'étape de traitement 102 et de l'étape d'application d'une fonction logarithmique 105. En effet, lorsque ce bruit se situe dans des zones sombres, ii est amplifié par l'application de la fonction logarithmique lors de l'étape 105, car le gain de la fonction logarithmique est important pour des vaieurs de pixels faibles. De plus, I'étape de traitement 102 ayant pour effet de réduire les valeursdes pixcis m;- correspondant à ce bruit impuisionnei, la gain appliqué à ces valeurs sera d'autant : plus élevé, donc ce bruit impuisionnel sera d'autant plus amplifié. Ceci est un - inconvénient, car l'analyse de la séquence d'images finale 109 est perturbée par un
tel bruit impuisionnel.
Selon une première variante de l'invention, une étape de filtrage de bruit impuisionnel est appliquée à la séquence- d'images finale 109 afin de remédier
- à ce dernier inconvénient. Cette étape de filtrage consiste à appliquer à la séquence - -
d'images finale 109 un filtre apte à réduire le bruit impuisionnel. Par exemple, un filtre non-linéaire, tel un filtre médian, peut être appliqué. On peut égaiement appliquer une combinaison d'uh filtre linéaire et d'un filtre non-linéaire, tel un flitre FMH (FMH est l'abréviation de l'expression anglaiseFinite impuise response Median Hybrid filter'), ou un filtre nécessitant une connaissance a priori du bruit, tel un filtre de Wiener. Préférentiellement, l'étape de flitrage de bruit impuisionnel utilise un
filtre morphologique.
Les flitres morphologiques sont décrits dans un ouvrage de Jean Serra intituié " Image Anaiysis and Mathematical Morphology >> (Academic Press, London, 1982). Un flitre morphologique s'applique à une image comprenant des pixcis. Un filtre morphologique peut être une opération morphologique ou une combinaison d'opérations morphologiques et éventuellement d'autres opérations, teiles une soustraction ou une addition. Ii existe différentes opérations morphologiques, qui utilisent des éléments structurants, encore appelés kernels, qui s'appliquent sur un voisinage de chaque pixel de l'image. Les filtres morphologiq ues étant con n us de
::: : :::
i; ;; ;; 8 2829268:
:: :::::: :;:: ::::
; I'hommedumétier, lls ne seront pas d'avantage détaillés ici. Cependant, onrappelle ' ci-après des définitions de certaines opérations morphologiques:; Une erosion d'une image rempiece la valeur de chaque pixal par la plus
basse valeur du voisinage sur lequel s'applique le kernel.
5. Une dilatation d'une image remplace la valeur de chaque pixe! par la plus
grande valeur du voisinage sur iequel s'applique le kernel.
Une ouverture d'une image consiste en une érosion suivie d'une dilatation;
on obtient une image ouverte.
Une fermeture consiste en une dilatation suivie d'une érosion; on obtient
une image fermée.
Une fonction Top-Hat consiste à retrancher à une image son image ouverte.
Une fonction Bot-Hat consiste à retrancher une image à son image fermée.
Les figures 2 à 3c illustrent un exemple de filtre morphologique appliqué à la séquence d'images finale 109. Une fonction Bot-Hat 200 est appliquée à la séquence d'images finale 109, pour donner une première séquence d'images 201. Une fonction Top-Hat 202 est alors appliquée à la première séquence d'images 201 pour donner une deuxième séquence d'images 203. Chaque valeur de pixel de la: première séquence d'images 201 est multiplice par (-1), et une première addition 204 est effectuée entre la première séquence d'images 201 ainsi traitée et la deuxtème séquence d'images 203, pour donner une troisième séquence d'images 205. Chaque valeur de pixel de la troisième séquence d'images 205 subit une - première multiplication 206 par un premier paramètre réglable c1, pour donner une --; :: quatrième séquence d'images 207. Chaque valeur de pixei de la deuxième séquence.: d'images 203 subit une deuxième multiplication 208 par un deuxième paramètre réglable c2, pour donner une cinquième séquence d'images 209. Finalement, une deuxième addition 210 est effectuse, entre la séquence d'images finale 109, la quatrième séquence d'images 207 et la cinquième séquence d'images 209, pour
donner une séquence d'images sans bruit 211.
Les figures 3a et 3c illustrent une fermeture utiilsée dans la fonction Bot-Hat 200 de la figure 2. Une image 300 subit, lors d'une première étape de dilatation, quatre dilatations utilisant quatre kernels A1 à A4. On obtient quatre images diiatées, qui subissent une étape de moyennage 302 pour donner une première image moyennée, qui subit alors lors d'une première étape d'érosion 303, quatre érosions utilisant quatre kernels B1 à B4. On obtient alors quatre images érodées qui subissent l'étape de moyennage 302 pour donner une image fermée 304. Si l'image 300 est une image de la séquence d'images finale 109, cette fermetu re permet de su pprimer u ne bon ne pa rtie du bruit impuisionnel, de conserver des vaisscaux épais et de supprimer certains vaisscaux fins. Les kernels utilisés
: ::: -::: \::::: :
: :::: ::: ::::::::::::;::::::::::: g:::::::: ::;::
::; -;: ::: 2829268::::
::;:;:-::::::::;:-::,
tiennent compte de différentes orientations possibies des vaisseaux ainsi que du bruit à éliminer, qui est un bruit impuisionnel qui s'étend donc généralement sur
moins de trois pixels.
Ainsi, la fonction Bot-Hat 200 de ia figure 2, lorsqu'elle est. appliquée à la séquence d'images finale 109, permet d'obtenir la première séquence d'images i 201, qui contient des vaisseaux fins ainsi que du bruit impuisionnel, en échelle de
gris inversée puisqu'une soustraction est effectuce.
Les figures 3b et 3c illustrent une ouverture utilisée dans la fonction Top-Hat 202 de la figure 2. Une image 300 subit, lors d'une deuxième étape d'érosion 305, quatre érosions utilisant les quatre kernels A1 à A4. On obtient quatre images érodéss, qui subissent l'étape de moyennage 302 pour donner une deuxième image moyennce, qui subit alors lors d'une deuxième étape de dilatation 306, quatre dilatations utilisant les quatre kernels B1 à B4. On obtient alors quatre images dilatées qui subissent l'étape de moyennage 302 pour donner une image ouverte; 307. Si l'image 3) 0 est une image de la première séquence d'images 201, cette; ouverture permet de conserver les vaisseaux fins, en écheile de gris inversée.: :; Ainsi, la fonction Top-Hat 202 de la figure 2, lorsqu'elle est appliquce;; i:: à la première séquence d'images 201, permet d'obtenir la deuxième séquence - m
d'images 202, qui contient le bruit impuisionnel, en échelle de gris inversée.
La première addition 204 permet donc d'obtenir la troisième séquence d'images 205, qui contient les vaisscaux fins. Par conséquent, si i'on suppose que les paramètres - réglables c1 et c2 sont égaux à un, la deuxième addition 210-consiste à additionner - -- - les vaisseaux fins et à soustraire le bruit impuisionnel à la-séquence d'images finale 109. Ceci permet donc de supprimer le bruit impuisionnel et d'amplifier ies vaisseaux fins dont l'analyse, dans la séquence d'images finale 109, est. difficile du fait du bruit impuisionnel. Les paramètres réglables c1 et c2 permettent un réglage fin des
contributions du bruit impuisionnel et des vaisseaux fins dans i'image sans bruit 211.
Le procédé selon l'invention tendant à amplifier du bruit présent dans la séquence d'images opacifiées numérisées 101, ii est souhaitable de diminuer ce bruit avant d'appliquer les étapes de traitement 102 et d'application de la fonction logarithmique 105. Or, dans la séquence d'images opacifiées numérisées 101 appara'^t généraiement un bruit quantique, qui est un bruit aléatoire, c'est à dire qu'il n'est pas identique d'une image à une autre de ia séquence d'images opacifiées numérisées 101. Ce bruit quantique représente un inconvénient, car il se superpose
à des vaisscaux sanguins fins dans la séquence d'images finale 109.
Selon une deuxième variante de l'invention, une étape de filtrage temporei est appliquce afin de remédier à cet inconvénient. Il faut noter que cette deuxième variante de l'invention ne peut étre mis en _uvre que si l'on dispose de
::: :::::::::: :::: : U:: :
::: :::::::::::::::]::::io: : ::::
: ;: 2829268:::;:; ::
:. L -:::: :.
plusieurs images opacifices successives. Elle ne peut être mis eri ceuvre si l'on ne ::: :
dispose que d'une seule image opacifiée.
::: La figure 4a illustre un exemple de filtre temporei utilisé pour mettre en ceuvre cette deuxième variante de l'invention. La séquence d'images opacifiées numérisées 101 comprend plusieurs images successives. Pour chaque image 401 de - --- cette séquence 101, on considère une image 4Q0 qui la précède directement, et une image 402 qui la suit directement. Les valeurs des pixels de l'image 400 sont multipliées par un quart, les valeurs des pixels de l'image 401 sont multipliées par un demi et les valeurs des pixels de l'image 402 sont multIpliées par un quart. On additionne ainsi les valeurs obtenues, et on obtient de la sorte une image filtrée 403. Un ensemble d'images 403 ainsi filtrées forme une séquence d'images filtrées 405. Il faut noter qu'un tel filtre temporel peut également étre appliqué à une
séquence de masques, dans un cas o l'on dispose de plusieurs masques successifs.
La figure 4b illustre un procédé de traitement pouvant étre appliqué à :; 15 la séquence d'images opacifices numérisces 101 et au masque numérisé 100 pour ::n: obtenir la séquence d'images sans bruit 211. Ce procédécomprend, outre des étapes : décrits sur la figure la, une étape de filtrage temporel 4Q4, telle que décrite sur la - f figure 4a et une étape de filtrage morphologique 406, telle que décrite sur la figure 2. La figure 5 illustre un appareil d'imagerie médicale mettant en ceuvre l'invention. L'appareil comprend une source de rayons X 500,: une table 501 destinée - à recevoir un patient 502 à examiner, un convertisseur de photons 503, une-caméra 504, un convertisseur analogque-numérique 505, un dispositif de traitement d'images 506, un moniteur 507, des moyens de stockage de données 508 et une
interface 509.
Le convertisseur de photons 503 convertit en lumière les rayons X générés par la source de rayons X 500 et ayant traversé le patient 502. La caméra 503 convertit cette lumière en un signal électrique, qui est ensuite numérisé grâce au convertisseur analogique-numérique 505. Le dispositif de traitement d'images 506 effectue le procédé selon l'invention, et le moniteur 507 permet de visualiser une séquence d'images d'angiographie soustractive numérisée après traitement par le procédé selon l'invention. Les moyens de stockage 508 permettent notamment de stocker les images successives de la séquence d'images opacifiées numérisées 101 ainsi que le masque numérisé 100. L'interface 509 permet par exemple de régler certains paramètres régiables, tels c1 et c2. Il faut noter que le dispositif de traitement d'images 506 peut être implémenté sous la forme d'un microprocesseur programmable ou d'un circuit comprenant des éléments comme des filtres, des mémoires ou des opérateurs logiques destinés à réaliser différentes étapes décrites
dans linvention.
::;: ::: \:::: 7:::::: :: :: :::::
:::
:: ::
,:; ;. -: I1 2829268:
: :; :. -::::. : i
La description ci-dessus en référence aux figures-illustre l'invention
plutôt qu'elle ne la limite. A cet égard, quelques remarques sont faites ci-dessous.
Sur les figures la et lb, un exemple de courbe de gain d'une fonction logarithmique est. donné. Bien entendu, d'autres fonctions logarithmiques peuvent être utilisces, présentant des courbes de gain lépèrement différentes, dès lors que ces fonctions
possèdent des propriétés nécessaires à la mise en _uvre de l'invention. -
Sur la figure 2, un exempie de filtre morphologique est illustré. Bien entendu, d'autres flitres morphologiques peuvent étre utilisés pour réduire le bruit impuisionnel. De la même façon, une ouverture, une fermeture ainsi que des kernels sont donnés sur les figures 3a à 3c. D'autres ouvertures, fermetures et kernels peuvent être utilisés, dès lors que leur application dans un filtre morphologique
permet une réduction du bruit impuisionnel.
Sur la figure 4a, un exemple de filtre temporel est illustré. Bien entendu, d'autres filtres temporels peuvent être utilisés, dès lors qu'ils permettent de réduire le bruit dans la séquence d'images opacifiées numérisces 101 et éventueliement dans le
masque numérisé 100.
En principe, il est possible d'implémenter le procédé selon l'invention au moyen d'un dispositif de traitement de donnces, par exemple un circuit d'ordinateur, convenabiement programmé. Un jeu d'instructions contenu dans une mémoire de programmation peut entraner ie circuit d'ordinateur à effectuer les différentes étapes décrites précédemment. Le jeu dinstructions peut étre chargé dans la -mémoire de programmation par ia lecture d'un support de données comme, par exemple, un disque qui contient le jeu d'instructions La lecturepeut s'effecteur par l'intermédiaire d'un réseau de communication comme, par exemple, l'Internet. Dans cas, un fournisseur de service (en anglais: service provider) mettra le jeu
d'instructions à la disposition des intéressés.
:; iZ::: 2829268;:
:: :::: : :: :;: ::
Claims (5)
1. Procédé de traitement d'images pour générer une séquence d'images - d'angiographie soustractive numérisée (109) à partir d'un masque numérisé(100) comprenant des vaieurs de pixels et d'une séquence d'images opacifices numérisées (101) comprenant des valeurs de pixels, ledit procédé comprenant les étapes de: - application d'une fonction logarithmique (105) aux vaieurs des pixels du masque numérisé et aux vaieurs des pixels de la séquence d'images opacifiées numérisées, pour obtenir des valeurs logarithmiques de pixels; - soustraction de la valeur logarithmique de chaque pixel d'une image opacifiée numérisce à ia valeur logarithmique du pixel correspondant dans le masque ., numerlse; ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend, avant l'étape d'application d'une fonction logarithmique, une étape de traitement (102) apte à diminuer certaines valeurs de pixels du masque numérisé et des images opacifiées n numérisées. 2. - - Procédé de traitement d'images selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite étape de traitement comprend les sous-étapes de:
-;- - sélection, dans la séquence d'images opacifices -numérisées, de la vaieur de pixei -: -
Ia plus basse; = -; - soustraction à toutes les valeurs des pixcis de la séquence d'images opacifiées numérisées et du masque numérisé, d'une certaine fraction de cette valeur de pixel
la plus basse.
3. Procédé de traitement d'images selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend' en sortie de i'étape de soustraction, une étape de filtrage de
bruit impuisionnel.
4. Procédé de traitement dilmages selon la revendication 3, caractérisé
en ce que ladite étape de filtrage utilise un filtre morphologique (406).
5. Procédé de traitement d'images selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre, avant l'étape de traitement, une étape de flitrage
temporel (404).
'- C -: - -
3;;; ; i:::;2829268;::-:;;
:,::::,,,::::: ::;:
., 6. Procédé de traitement d'images selon là revendication 5, caractérisé en ce qu'ii comprend, en sortie de l'étape de soustraction, une étape de filtrage de
bruit impuisionnel.
::: : 5.7. Programme d'ordinateur comprenant des instructions de code de: programme pour l'exécution des étapes du procédé selon l'une des revendication 1 à
6 lorsque ledit programme est exécuté sur un processeur.
8. Système de traitement d'images comprenant un processeur destiné à la mise en _uvre d'un program me d'ord inateur selon la revendication 8 ou un circuit destiné à la mise en _uvre du procédé de traitement d'images selon l'une des
revendications 1 à 6, et un dispositif de projection des images traitées selon ledit
procédé. 9. Appareil d'imagerie médicale comprenant un dispositif d'acquisition
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR0111441A FR2829268A1 (fr) | 2001-09-04 | 2001-09-04 | Procede de traitement d'images pour angiographie soustractiv e numerisee |
| CNB021495106A CN1291694C (zh) | 2001-09-04 | 2002-09-02 | 对数字减法血管照相术进行图象处理的方法 |
| JP2002258103A JP2003179812A (ja) | 2001-09-04 | 2002-09-03 | デジタル減算血管造影用画像処理方法 |
| US10/234,798 US7233689B2 (en) | 2001-09-04 | 2002-09-04 | Method of processing images for digital subtraction angiography |
| EP02078627A EP1298590A1 (fr) | 2001-09-04 | 2002-09-04 | Procédé de traitement d'images pour angiographie soustractive numérisée |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR0111441A FR2829268A1 (fr) | 2001-09-04 | 2001-09-04 | Procede de traitement d'images pour angiographie soustractiv e numerisee |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2829268A1 true FR2829268A1 (fr) | 2003-03-07 |
Family
ID=8866958
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR0111441A Pending FR2829268A1 (fr) | 2001-09-04 | 2001-09-04 | Procede de traitement d'images pour angiographie soustractiv e numerisee |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7233689B2 (fr) |
| EP (1) | EP1298590A1 (fr) |
| JP (1) | JP2003179812A (fr) |
| CN (1) | CN1291694C (fr) |
| FR (1) | FR2829268A1 (fr) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN104520698B (zh) * | 2012-05-28 | 2017-02-22 | Msc&Sgcc公司 | 用于检查具有可视图案的透明或半透明容器的光学方法 |
Families Citing this family (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20040116796A1 (en) * | 2002-12-17 | 2004-06-17 | Jianying Li | Methods and apparatus for scoring a substance |
| DE10317367B4 (de) * | 2003-04-15 | 2007-01-11 | Siemens Ag | Verfahren zur Durchführung der digitalen Subtraktionsangiographie unter Verwendung nativer Volumendatensätze |
| US7949170B2 (en) | 2003-11-12 | 2011-05-24 | Hitachi Medical Corporation | Image processing method, image processing device, computer aided detection, and method for filtering along the time axis |
| JP2006053773A (ja) * | 2004-08-12 | 2006-02-23 | Sony Corp | 画像処理方法およびその装置 |
| DE102005036564A1 (de) * | 2005-08-03 | 2007-02-22 | Siemens Ag | Betriebsverfahren für eine bildgebende medizintechnische Anlage und hiermit korrespondierende Gegenstände |
| US7940970B2 (en) * | 2006-10-25 | 2011-05-10 | Rcadia Medical Imaging, Ltd | Method and system for automatic quality control used in computerized analysis of CT angiography |
| US7873194B2 (en) * | 2006-10-25 | 2011-01-18 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Method and system for automatic analysis of blood vessel structures and pathologies in support of a triple rule-out procedure |
| US7860283B2 (en) | 2006-10-25 | 2010-12-28 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Method and system for the presentation of blood vessel structures and identified pathologies |
| US7940977B2 (en) * | 2006-10-25 | 2011-05-10 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Method and system for automatic analysis of blood vessel structures to identify calcium or soft plaque pathologies |
| US7983459B2 (en) | 2006-10-25 | 2011-07-19 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Creating a blood vessel tree from imaging data |
| US8144953B2 (en) * | 2007-09-11 | 2012-03-27 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Multi-scale analysis of signal enhancement in breast MRI |
| US8488861B2 (en) * | 2007-10-05 | 2013-07-16 | Siemens Aktiengesellschaft | System and method of automatic estimation of arterial input function for evaluation of blood flow |
| US8244020B2 (en) * | 2007-10-18 | 2012-08-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and system for intelligent digital subtraction |
| WO2009111670A1 (fr) | 2008-03-06 | 2009-09-11 | Ev3 Endovascular, Inc. | Fonctionnalité de performance et d’application d’image pour des utilisations médicales et autres |
| EP2313848A4 (fr) * | 2008-08-15 | 2012-08-29 | Sti Medical Systems Llc | Procédés permettant d'améliorer des motifs vasculaires dans le domaine de l'imagerie cervicale |
| US20100111397A1 (en) * | 2008-10-31 | 2010-05-06 | Texas Instruments Incorporated | Method and system for analyzing breast carcinoma using microscopic image analysis of fine needle aspirates |
| US8610737B2 (en) * | 2010-05-27 | 2013-12-17 | National Taiwan University | Graphic processing unit (GPU) with configurable filtering module and operation method thereof |
| US8823745B2 (en) * | 2011-06-02 | 2014-09-02 | Yoostar Entertainment Group, Inc. | Image processing based on depth information and color data of a scene |
| CN103876764B (zh) * | 2013-11-21 | 2016-03-30 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种血管显影方法及装置 |
| JP6261301B2 (ja) * | 2013-11-28 | 2018-01-17 | キヤノン株式会社 | 医用画像表示装置およびその制御方法 |
| JP6187535B2 (ja) * | 2014-12-25 | 2017-08-30 | カシオ計算機株式会社 | 診断支援装置並びに当該診断支援装置における画像処理方法及びそのプログラム |
| DE102015224806B4 (de) * | 2015-12-10 | 2018-01-18 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Darstellen einer ersten Struktur einer Körperregion mittels digitaler Subtraktionsangiographie, Auswerteeinrichtung sowie Angiographiesystem |
| CN110448267B (zh) * | 2019-09-06 | 2021-05-25 | 重庆贝奥新视野医疗设备有限公司 | 一种多模眼底动态成像分析系统及其方法 |
| CN111461019B (zh) * | 2020-04-01 | 2023-04-07 | 黑龙江文茁教育科技有限公司 | 一种汉字书写质量的评价方法、系统及设备 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4551800A (en) * | 1982-11-26 | 1985-11-05 | General Electric Company | Integrated hybrid image remasking in a subtraction angiography method |
| US4559557A (en) * | 1984-06-01 | 1985-12-17 | General Electric Company | Region-of-interest digital subtraction angiography |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0822025B2 (ja) * | 1985-02-25 | 1996-03-04 | 株式会社日立製作所 | 画像入力装置 |
| US5204627A (en) * | 1991-03-14 | 1993-04-20 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Adaptive NMR angiographic reprojection method |
| FR2708166A1 (fr) * | 1993-07-22 | 1995-01-27 | Philips Laboratoire Electroniq | Procédé de traitement d'images numérisées pour la détection automatique de sténoses. |
| US6009208A (en) * | 1995-08-21 | 1999-12-28 | Lucent Technologies Inc. | System and method for processing space-time images |
| US5848121A (en) * | 1996-10-28 | 1998-12-08 | General Electric Company | Method and apparatus for digital subtraction angiography |
| US6424730B1 (en) * | 1998-11-03 | 2002-07-23 | Eastman Kodak Company | Medical image enhancement method for hardcopy prints |
| FR2799028B1 (fr) * | 1999-09-27 | 2002-05-03 | Ge Medical Syst Sa | Procede de reconstitution d'une image tridimentionnelle d'elements de fort contraste |
| US6532380B1 (en) * | 2000-06-30 | 2003-03-11 | Cedars Sinai Medical Center | Image guidance for coronary stent deployment |
-
2001
- 2001-09-04 FR FR0111441A patent/FR2829268A1/fr active Pending
-
2002
- 2002-09-02 CN CNB021495106A patent/CN1291694C/zh not_active Expired - Fee Related
- 2002-09-03 JP JP2002258103A patent/JP2003179812A/ja not_active Withdrawn
- 2002-09-04 US US10/234,798 patent/US7233689B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2002-09-04 EP EP02078627A patent/EP1298590A1/fr not_active Withdrawn
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4551800A (en) * | 1982-11-26 | 1985-11-05 | General Electric Company | Integrated hybrid image remasking in a subtraction angiography method |
| US4559557A (en) * | 1984-06-01 | 1985-12-17 | General Electric Company | Region-of-interest digital subtraction angiography |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN104520698B (zh) * | 2012-05-28 | 2017-02-22 | Msc&Sgcc公司 | 用于检查具有可视图案的透明或半透明容器的光学方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN1408319A (zh) | 2003-04-09 |
| US7233689B2 (en) | 2007-06-19 |
| JP2003179812A (ja) | 2003-06-27 |
| CN1291694C (zh) | 2006-12-27 |
| EP1298590A1 (fr) | 2003-04-02 |
| US20030053670A1 (en) | 2003-03-20 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| FR2829268A1 (fr) | Procede de traitement d'images pour angiographie soustractiv e numerisee | |
| FR2461960A1 (fr) | Dispositif d'examen pour definir une image de difference | |
| FR3002824A1 (fr) | Procede et dispositif de generation d'images a grande gamme dynamique | |
| EP0751483B1 (fr) | Procédé de filtrage temporel du bruit dans une image d'une séquence d'images numériques et dispositif mettant en oeuvre ce procédé | |
| FR2799028A1 (fr) | Procede de reconstitution d'une image tridimentionnelle d'elements de fort contraste | |
| FR2666426A1 (fr) | Procede de correction des mesures de densite optique effectuees sur un film radiographique. | |
| EP0093649B1 (fr) | Procédé de traitement d'image radiologique en vue de corriger ladite image des défauts dus au rayonnement diffusé | |
| FR2831013A1 (fr) | Procede et systeme pour traiter une image fluoroscopique | |
| WO2013014110A1 (fr) | Procédé de réduction du bruit dans une séquence d'images fluoroscopiques par filtrage temporel et spatial | |
| EP0114559B1 (fr) | Procédé de correction permanente de couleur applicable à la prise de vues vidéo et système mettant en oeuvre ce procédé | |
| FR2884948A1 (fr) | Procede et dispositif de reduction du bruit dans une sequence d'images fluoroscopiques | |
| FR2564627A1 (fr) | Dispositif d'application de fenetre dans un systeme de visualisation | |
| FR2968811A1 (fr) | Methode de detection et de quantification du flou dans une image numerique. | |
| FR2790851A1 (fr) | Procede d'amelioration de la detection d'elements d'interet dans une image radiographique numerique | |
| FR2884340A1 (fr) | Procede et dispositif de traitement d'images en angiographie soustraite | |
| EP0926626A1 (fr) | Procédé de traitement d'image pour réduire le bruit dans une image d'une séquence de trois images temporelles et appareil d'imagerie médicale mettant en oeuvre un tel procédé | |
| EP0055655B1 (fr) | Dispositif et procédé pour visualiser un corps éclairé par une source de radiations réglable | |
| FR2629214A1 (fr) | Procede et systeme d'etalonnage d'un scanner a rayons x en utilisant un seul etalon non circulaire | |
| EP0542623B1 (fr) | Procédé et dispositif d'acquisition et de traitement d'images radioscopiques | |
| FR2823943A1 (fr) | Procede de detection de bruit dans un flux de donnees video codees | |
| EP0843867B1 (fr) | Procede de traitement d'une sequence source d'images numeriques bruitees | |
| FR2823345A1 (fr) | Procede d'amelioration de la qualite d'une image radiographique tridimensionnelle d'un objet et dispositif radiographique correspondant | |
| FR2816155A1 (fr) | Procede et dispositif de qualification de detecteurs d'image en fonction de leurs mauvais pixels | |
| FR2910673A1 (fr) | Procede de traitement d'image et dispositif implementant ledit procede | |
| US10181181B2 (en) | Denoising with three dimensional fourier transform for three dimensional images, including image sequences |