EP2396773A1 - Navigateur echographique - Google Patents

Navigateur echographique

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Publication number
EP2396773A1
EP2396773A1 EP10708315A EP10708315A EP2396773A1 EP 2396773 A1 EP2396773 A1 EP 2396773A1 EP 10708315 A EP10708315 A EP 10708315A EP 10708315 A EP10708315 A EP 10708315A EP 2396773 A1 EP2396773 A1 EP 2396773A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
planes
image data
given volume
plane
segments
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.)
Withdrawn
Application number
EP10708315A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Nicole Vincent
Arnaud Boucher
Philippe Arbeille
Florence Cloppet
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre Hospitalier Regional Et Universitaire De To
Universite Paris Descartes
Original Assignee
Universite Paris Descartes
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Universite Paris Descartes filed Critical Universite Paris Descartes
Publication of EP2396773A1 publication Critical patent/EP2396773A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T15/00—Three-dimensional [3D] image rendering
    • G06T15/08—Volume rendering
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T19/00—Manipulating three-dimensional [3D] models or images for computer graphics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4209—Details of probe positioning or probe attachment to the patient by using holders, e.g. positioning frames
    • A61B8/4218—Details of probe positioning or probe attachment to the patient by using holders, e.g. positioning frames characterised by articulated arms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2210/00—Indexing scheme for image generation or computer graphics
    • G06T2210/41—Medical

Definitions

  • the present invention relates to the field of image processing. More particularly, it relates to the field of medical ultrasound imaging.
  • a astronaut may be required to acquire the data himself, for example, by applying a probe to an organ to be diagnosed. Then it communicates the data to the earth for analysis and diagnosis. In these conditions, it is necessary to reconcile several requirements: to communicate a minimum of information, but to communicate enough to allow a doctor to make the diagnosis, or to navigate in the received data to choose the most adapted sight for this purpose.
  • the known 2D systems are inapplicable in such situations, because they imply the judicious choice, from the acquisition of the data, of the view appropriate to the diagnosis.
  • the present invention improves the situation.
  • a method for processing image data comprising the steps of:
  • This method allows the interpretation of an ultrasound examination performed remotely, for example using a 2D probe holder.
  • the expert can remotely or retrospectively (after the patient has left) to navigate the volume of 2D ultrasound images captured during the motion of the probe on the patient.
  • Data acquisition is carried out in a very simple manner, while making it possible to correct possible inaccuracies of navigation manipulation in data lighter than that of a 3D system.
  • the transition to parallel planes allows storage and calculations easier than in the prior art.
  • the invention allows a totally free navigation in a block of ultrasound images.
  • the present invention does not require significant investment because it can take existing 2D ultrasound probes.
  • the images are acquired by a "guardian" probe holder.
  • a probe holder allows the rotation of the probe around a point of the surface on which the probe is disposed.
  • the probe holder makes it possible to obtain, even if manipulated by a non-initiated person, a sequence of regular images centered on the initial position of the probe. An approximate location is compensated by the possibility of several close entries allowing the expert to make a reliable diagnosis.
  • the inaccuracy tolerance of the positioning of the probe is greater than in the prior art since the navigation in the volume allows a correct repositioning with respect to the organ visualized, to detect a possible pathology.
  • the navigation allows a freer movement, a more precise focus on the target, and an examination according to all points of view. The doctor is thus guaranteed to have access to all possible views.
  • the present invention is implantable on any existing 2D ultrasound system.
  • each second plane is reconstituted by the association of segments extracted from the first planes, and the extracted segments belong to the same plane perpendicular to the bisecting plane of those of the first planes which form the largest direct angle.
  • This arrangement allows a passage of planes angle sector parallel planes so as not to implement calculations too complex while maintaining sufficient accuracy for navigation in the data.
  • the navigation can be carried out by providing that one reconstructs any plan of the portion of the given volume by juxtaposing a set of intersecting segments of this plane with the second planes.
  • the reconstructed planes have interpolated segments between the extracted segments.
  • the present invention further relates to a computer program comprising instructions for implementing the method according to the invention when the program is executed by a processor, for example, the processor of an image processing system.
  • the present invention also provides a support readable by a computer on which is recorded such a computer program.
  • an ultrasound image data processing system comprising:
  • first storage means for processing these data
  • a processing module adapted to reconstruct, from the first set of data, a second set of image data representing at least in part said given volume, this second set being organized according to second planes parallel to each other.
  • system may include second storage means for receiving the second set of data, and the processing module may be adapted to reconstruct any plane of said portion of the given volume by juxtaposing a set of intersection segments of said plane. with the second shots.
  • the system may include display means for displaying any plane, and / or communication means for transmitting the second set of image data.
  • FIG. 1 illustrates the image processing system according to one embodiment of the invention in a context of use
  • FIG. 2 illustrates steps of an embodiment of the method according to the invention
  • Figures 3 to 6 illustrate various representations of an ultrasound volume implemented by the method
  • FIG. 7 illustrates an arbitrary view of the ultrasound volume
  • FIG. 8 illustrates the cases for a rotation of the viewing plane
  • FIG. 9 illustrates a human machine interface according to one embodiment of the invention.
  • a 3D view is often represented by a series of contiguous 2D images. Such a series comprises a set of images representing parallel or sectoral sections of the volume in question.
  • a good fluidity allows a refresh of the screen on which the images are displayed sufficiently fast during a displacement. This allows a navigation generating a sequence of images without discontinuity or instability (for example, a refresh rate ("frame rate") of 5 frames per second allows a good comfort of navigation).
  • frame rate a refresh rate of 5 frames per second allows a good comfort of navigation.
  • the visualization is presented in two stages. First, the development of a volume representing the ultrasound object, then the navigation in this volume.
  • the method according to the invention makes it possible to perform the following tasks: Selection of an area of interest,
  • the first two points constitute a pre-treatment phase and must not exceed a certain calculation time. Indeed, a wait longer than 2 or 3 minutes seems too long for the user. In an advantageous embodiment, a pretreatment not exceeding 1 minute is intended.
  • the volume of data processed must not exceed a certain threshold which obviously depends on the characteristics of the machine on which the process will be implemented. To improve the possibilities, we chose to make the storage of the data as well as their use in a fragmentary way. Indeed, the calculated volume would be too dense to be treated in full.
  • An object of the invention is therefore to reconcile two contradictory factors: to maximize the quality of the image produced and to minimize calculation times.
  • a SOND ultrasound probe is placed on the SURF surface under which there is an OBJ object to be displayed. For example, it is an organ of a patient.
  • the probe is carried by a robot "tutor".
  • the probe is placed at a point on the surface and then rotated around the axis AX of this surface.
  • the probe thus acquires a set of planes forming the CHMP field of view.
  • the movement of the probe is such that the object to be visualized is in the field.
  • the probe transmits the images to the SYS processing system, to perform the method as described below, the system can be coupled to an ECR screen to view and possibly browse the data volume delivered by the system. It can also be coupled to another remote navigation system via a COM communication port.
  • the system has an input E for receiving the image data, a PROC processor for processing the data. It furthermore includes memories MEM1 and MEM2 for storing information. For example MEMl is the RAM of the system and MEM2 is a means of durable storage. Finally, the system comprises S and COM outputs which respectively constitute a direct output, for example towards the screen, and a communication port (with or without a wire).
  • the system implements a computer program which can be implemented according to the flowchart of FIG. 2, and the description of the embodiment of the method given hereinafter.
  • a region of interest is selected in the images to focus the processing on this region.
  • selected segments are extracted from the images acquired in step S22.
  • step S23 extrapolation is performed at step S23 to reconstruct the parallel planes. All of these plans are then stored in memory at step S24 for transmission, backup, or for navigation.
  • the sensor which captures the images remains on a fixed point and performs a scan by taking a regularly spaced image beam, ie forming between two consecutive images of constant angles.
  • Navigation software in an angular section has already been developed, but they do not process all the acquired volume, they limit the processing to a parallelepiped included in the angular sector.
  • all the data are taken into account, and it is proposed to reconstitute the parallelepiped which includes the angular sector provided.
  • FIG. 3 illustrates such a parallelepiped P.
  • This phase is done manually, for example by selection via a mouse or a stylus on a screen, for the first image of the series from a default proposal that can be validated or modified by the user and then automatically for all the other images in the sequence.
  • a simple vision, and thus allowing optimal computation times during navigation, is a volume based on a Cartesian coordinate system (x, y, z) representing respectively width, length and height.
  • the volume will not be stored and used in its entirety, it will be split.
  • This information will be organized in the form of a series of images each representing an "altitude" of the volume.
  • Such an organization is illustrated in Figure 4.
  • the parallelepiped P This time, the volume is represented by the planes PA, PB, PC, PD, PE, distributed in parallel along the z axis.
  • the reference (x, y, z) is such that the plane (y, z) is parallel to the plane bisecting planes Pl and P4 of FIG.
  • each of the new images that is, the PA, ..., PE planes
  • all the images in the angular series are inspected.
  • From each of these images is extracted the line segment corresponding to the height (on the z axis) of the axial section taking into account the offset generated by the plane angle.
  • FIG. 5 Such an extraction is illustrated in FIG. 5.
  • the SEG extracted segments are juxtaposed, but appear more or less spaced according to the height of the axial section treated. The further one moves away from the base of the angular section, the greater the spacing. This spacing depends on the number of images in the acquisition set, as well as the angle chosen when capturing the data.
  • the spacing between the first and the last line is less than the number of lines (which happens at the top of the angular section)
  • the navigation must make it possible to obtain a plane view in the 3D space with any possible position (depth, angle, etc.), as illustrated by FIG. 7.
  • the viewing plane is arbitrary. that is, it may not correspond to one of the planes PA, ..., PE
  • This navigation is based on the variation of 5 parameters defining 2 rotations (along the x-axis or along the y-axis) and 3 translations (in the direction of the x-axis, the y-axis or the z axis).
  • a scan is performed of all the images representing an axial section, and one or more lines are extracted from each one. These lines juxtaposed to each other generate the image proposed to the user.
  • the rotation around the x-axis will modify the cut used, or the choice of the right extracted from a given cut for each column of the result image.
  • the rotation around the y axis has the same effect for the lines. From a mathematical point of view the problem is very symmetrical.
  • Translations result in the incrementation of the respective coordinates of the points, which translates the observation plane into the volume according to the desired direction.
  • Rotations take place from the center of the reconstructed image.
  • a cross marks the central point of rotation of the navigator. Once the organ centered on this cross (Ox Oy translation and Oz) 2 rotations will scan the entire body without ever risk losing it.
  • an interpolation is performed to complete the calculated points into a quality image.
  • This image refinement operation is executed only if the user remains on the same position for more than half a second. The first visualization is sufficient and ensures a better navigation fluidity.
  • the refinement consists of including a new line between the lines extracted from two different sections.
  • the pixels of this new line are calculated by averaging the non-null 8-neighbor pixels.
  • the data volumes used are as follows: 100 images of 140x140 (2 million pixels), 170 images of 235x235 (9.3 million pixels), 180 images of 245x245 (10.8 million pixels).
  • the results depend on the density of the images processed as well as the density of the images produced. This is why the volume is calculated at a limited and parameterized density.
  • the density of the input images depends on the choices of the user who has extracted these images from the ultrasound system.
  • the ultrasound system It is not necessary to have a number of pixels provided by the ultrasound system much larger than the number of voxels produced by the present method. Since the volume produced is less than 10 million pixels, the number of pixels supplied (equal to the number of images multiplied by their height multiplied by their width in pixels) must be in the same order of magnitude, after reframing the region interest.
  • Tests showed that preprocessing took less than a minute if all the images provided by the system did not exceed 10 million pixels.
  • the number of images is an important factor in the calculation time. These must not exceed the number of 100 to maintain good performance (which gives for example 95 images of 320x320 pixels or 60 images of 400x400 pixels).
  • the frame rate is very dependent on the density of the volume. For 2 million pixels, it varies between 17 fps and 28 fps. For 9.3 million pixels it varies between 7 fps and 11 fps, which is enough to navigate smoothly.
  • the interface is thus composed of the calculated cutting plane Pcalc, the tools ROT and TRANS making it possible to modify the 5 variables of navigation (3 translations and 2 rotations) as well as a visualization VISU of the position, in the space 3D, of the plan observed.
  • a cross CX marks the central point of rotation of the navigator. Once the organ centered on this cross (by translation Ox Oy Oz) 2 rotations will scan the entire body without ever risk losing it.
  • the software can be programmed in the Java language for use on any type of machine.

Landscapes

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Abstract

Procédé de traitement de données d'images comportant les étapes : recevoir un premier ensemble de données d'images échographiques représentant un volume donné, cet ensemble étant organisé selon des premiers plans partageant un segment commun; et reconstituer, à partir du premier ensemble de données, un deuxième ensemble de données d'images représentant au moins en partie le volume donné, ce deuxième ensemble étant organisé selon des deuxièmes plans parallèles les uns aux autres.

Description

Navigateur échographique
La présente invention concerne le domaine du traitement d'images. Plus particulièrement, elle concerne le domaine de l'imagerie échographique médicale.
Il existe des échographes, réalisant des images en deux dimensions, par exemple d'organes de patients. Ces systèmes nécessitent un spécialiste sur le lieu où se trouve le patient échographié. En effet, seul le spécialiste est à même de diriger la sonde pour trouver une vue qui lui permette, à lui ou à un médecin, de réaliser un diagnostic. Lorsqu'un tel spécialiste n'est pas disponible, il faut transférer le patient, ce qui est coûteux et délicat.
Il existe également des systèmes d' échographié en trois dimensions. Dans de tels systèmes, une sonde à ultrasons se déplace tout autour du patient pour acquérir une représentation de son volume. La fonction navigation en trois dimensions n'existe que sur des appareils dédiés à cette application. A l'heure actuelle, ces systèmes sont rares et ont un prix très élevé. Ceci limite donc leur utilisation. Par exemple, l'implantation de ces systèmes n'est pas envisageable dans les petits hôpitaux, ou les dispensaires isolés.
En outre, la technologie « 3D » (trois dimensions) ne s'adapte pas sur les appareils « 2D » (deux dimensions) existants. Ainsi, le passage à une telle technologie représente un investissement très lourd, puisqu'il implique le remplacement de tout le matériel d'imagerie.
Dans des applications où le lieu de l'acquisition des données et le lieu du diagnostic sont distants, les dispositifs de l'art antérieur présentent également de nombreux inconvénients.
Dans les systèmes 3D connus, le volume de données est très important, car ces systèmes visent à une reconstitution de tout le volume considéré. Ainsi, il faut prévoir des canaux de communication importants. Ceci rend ces systèmes incompatibles avec des applications critiques, comme par exemple des applications spatiales.
Dans ces applications, un spationaute peut être amené à acquérir lui-même les données, par exemple, par application d'une sonde sur un organe à diagnostiquer. Ensuite, il communique les données vers la terre pour analyse et établissement du diagnostic. Dans ces conditions, il faut concilier plusieurs exigences : communiquer un minimum d'information, mais en communiquer assez pour permettre à un médecin de faire le diagnostic, ou naviguer dans les données reçues pour choisir la vue la plus adaptée à cet effet. Les systèmes 2D connus sont inapplicables dans de telles situations, car ils impliquent le choix judicieux, dès l'acquisition des données, de la vue appropriée au diagnostic. La présente invention vient améliorer la situation.
A cet effet, selon un premier aspect de l'invention, on propose un procédé de traitement de données d'images comportant les étapes :
- recevoir un premier ensemble de données d'images échographiques représentant un volume donné, cet ensemble étant organisé selon des premiers plans partageant un segment commun ;
- reconstituer, à partir du premier ensemble de données, un deuxième ensemble de données d'images représentant au moins en partie le volume donné, ce deuxième ensemble étant organisé selon des deuxièmes plans parallèles les uns aux autres.
Ce procédé permet l'interprétation d'un examen échographique réalisé à distance, par exemple en utilisant un porte sonde 2D. L'expert a la possibilité à distance ou a posteriori (après le départ du patient) de naviguer dans le volume d'images échographiques 2D capté lors de la mise en mouvement de la sonde sur le patient.
On réalise une acquisition de données de manière très simple, tout en permettant de corriger d'éventuelles imprécisions de manipulation par navigation dans des données plus légères que celle d'un système 3D.
Le passage à des plans parallèles permet un stockage et des calculs plus aisés que dans l'art antérieur. Ainsi, l'invention permet une navigation totalement libre dans un bloc d'images échographiques.
En outre, la présente invention ne nécessite pas d'investissement important car elle peut reprendre les sondes échographiques 2D existantes.
Dans une utilisation avantageuse, les images sont acquises par un porte sonde « tuteur ». Un tel porte sonde permet la rotation de la sonde autour d'un point de la surface sur laquelle la sonde est disposée. Le porte sonde permet d'obtenir, même étant manipulé par un non initié, une séquence d'images régulières centrée sur la position initiale de la sonde. Une localisation approximative est compensée par la possibilité de plusieurs saisies proches permettant à l'expert de réaliser un diagnostic fiable. Selon l'invention, la tolérance à l'imprécision du positionnement de la sonde est plus grande que dans l'art antérieur puisque la navigation dans le volume permet un repositionnement correct par rapport à l'organe visualisé, pour déceler une pathologie éventuelle. De plus, la navigation permet un déplacement plus libre, une focalisation plus précise sur la cible, et un examen suivant tous les points de vue. Le médecin est ainsi assuré d'avoir accès à toutes les vues possibles.
On permet donc, à partir de n'importe quel échographe 2D, d'accéder à des fonctionnalités de navigation 3D. La présente invention est implantable sur n'importe quel échographe 2D existant.
Avantageusement, dans un souci de réduire encore le volume des données à traiter, on peut en outre prévoir la sélection d'une région d'intérêt dans le volume donné, et prévoir que le deuxième ensemble de données représente cette région d'intérêt.
Dans des réalisations avantageuses, chaque deuxième plan est reconstitué par l'association de segments extraits des premiers plans, et les segments extraits appartiennent à un même plan perpendiculaire au plan bissecteur de ceux des premiers plans qui forment l'angle direct le plus grand.
Cette disposition permet un passage des plans en secteur d'angle aux plans parallèles de sorte à ne pas mettre en œuvre des calculs trop complexes tout en gardant une précision suffisante pour la navigation dans les données.
La navigation peut être réalisée en prévoyant que l'on reconstitue un plan quelconque de la partie du volume donné en juxtaposant un ensemble de segments d'intersection de ce plan avec les deuxièmes plans.
En outre, on peut prévoir que les plans reconstitués comportent des segments interpolés entre les segments extraits.
La présente invention a encore pour objet un programme informatique comportant des instructions pour la mise en œuvre du procédé selon l'invention lorsque le programme est exécuté par un processeur, par exemple, le processeur d'un système de traitement d'images. La présente invention vise aussi un support lisible par un ordinateur sur lequel est enregistré un tel programme d'ordinateur.
Selon un second aspect de l'invention, on prévoit un système de traitement de données d'images échographiques comportant :
- des moyens de réception d'un premier ensemble de données d'images échographiques représentant un volume donné, cet ensemble étant organisé selon des premiers plans partageant un segment commun ; - des premiers moyens de stockage pour le traitement de ces données ; et
- un module de traitement adapté pour reconstituer, à partir du premier ensemble de données, un deuxième ensemble de données d'images représentant au moins en partie ledit volume donné, ce deuxième ensemble étant organisé selon des deuxièmes plans parallèles les uns aux autres.
En outre, le système peut comporter des deuxièmes moyens de stockage pour recevoir le deuxième ensemble de données, et le module de traitement peut être adapté pour reconstituer un plan quelconque de ladite partie du volume donnée en juxtaposant un ensemble de segments d'intersection dudit plan avec les deuxièmes plans.
Dans des réalisations particulières, le système peut comporter des moyens d'affichage pour afficher le plan quelconque, et/ou des moyens de communication pour transmettre le deuxième ensemble de données d'images.
Les avantages procurés par le programme informatique, et le système de traitement de données d'images, tels que succinctement exposés ci-dessus, sont au moins identiques à ceux mentionnés plus haut en liaison avec le procédé de traitement de données d'images selon l'invention.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à l'examen de la description détaillée ci-après, et des figures annexées parmi lesquelles: la figure 1 illustre le système de traitement d'images selon un mode de réalisation de l'invention dans un contexte d'utilisation ; la figure 2 illustre des étapes d'un mode de réalisation du procédé selon l'invention ; les figures 3 à 6 illustrent diverses représentations d'un volume échographié mises en œuvre par le procédé ; la figure 7 illustre une vue quelconque du volume échographié ; la figure 8 illustre les cas de figure pour une rotation du plan de visualisation ; la figure 9 illustre une interface homme machine selon un mode de réalisation de l'invention. Une vue en 3D est souvent représentée par une suite d'images 2D contiguës. Une telle suite comporte un ensemble d'images représentant des coupes parallèles ou sectorielles du volume considéré.
Afin de proposer une navigation en temps réel fluide, il convient d'établir des limites au volume des données qui doivent être traitées. En effet, le traitement d'images nécessite l'utilisation d'une quantité importante de la mémoire vive de l'ordinateur le mettant en œuvre.
Une bonne fluidité permet un rafraîchissement de l'écran sur lequel les images sont affichées suffisamment rapide lors d'un déplacement. Cela permet une navigation générant une suite d'images sans discontinuité ni instabilité (par exemple, une période de rafraîchissement (« frame rate ») de 5 images par seconde permet un bon confort de navigation).
Dans la suite, on présente la visualisation en deux étapes. Tout d'abord, l'élaboration d'un volume représentant l'objet échographié, puis la navigation dans ce volume.
Le procédé selon l'invention permet d'effectuer les tâches suivantes : Sélection d'une zone d'intérêt,
Elaboration de la matrice de points image du volume d'images sectoriel, Navigation à l'intérieur de ce volume.
Les deux premiers points constituent une phase de pré-traitement et ne doivent donc pas excéder un certain temps de calcul. En effet, une attente dépassant les 2 ou 3 minutes paraît trop longue pour l'utilisateur. Dans une réalisation avantageuse, on vise un prétraitement n'excédant pas 1 minute.
Que cela soit pour le temps de calcul, ou pour une limite de mémoire vive, le volume de données traitées ne doit pas excéder un certain seuil qui dépend évidemment des caractéristiques de la machine sur laquelle sera mis en œuvre le procédé. Pour améliorer les possibilités, nous avons choisi de réaliser le stockage des données ainsi que leur utilisation de manière fragmentaire. En effet, le volume calculé serait trop dense pour être traité intégralement.
Un objectif de l'invention est donc de concilier deux facteurs contradictoires : maximiser la qualité de l'image produite et minimiser les temps de calcul. En référence à la figure 1, on décrit un contexte général de mise en œuvre de l'invention. Une sonde échographique SOND est placée à la surface SURF sous laquelle se trouve un objet OBJ à visualiser. Par exemple, il s'agit d'un organe d'un patient. Par exemple encore, la sonde est portée par un robot « tuteur ». La sonde est posée en un point de la surface puis mise en rotation autour de l'axe AX de cette surface. La sonde acquiert ainsi un ensemble de plans formant le champ de visualisation CHMP. Bien sûr, le mouvement de la sonde est tel que l'objet à visualiser se trouve dans le champ.
La sonde transmet les images au système de traitement SYS, pour réaliser le procédé tel que décrit dans la suite, le système peut être couplé à un écran ECR pour visualiser et éventuellement naviguer dans le volume de données délivré par le système. Il peut également être couplé à un autre système de navigation distant, via un port de communication COM.
Le système comporte une entrée E pour recevoir les données d'image, un processeur PROC pour traiter les données. Il comporte en outre des mémoires MEMl et MEM2 pour le stockage d'informations. Par exemple MEMl constitue la mémoire vive du système et MEM2 constitue un moyen de stockage durable. Enfin, le système comporte des sorties S et COM qui constituent respectivement une sortie directe, par exemple vers l'écran, et un port de communication (avec ou sans fil).
Le système met en œuvre un programme d'ordinateur qui peut être implémenté selon l'organigramme de la figure 2, et de la description du mode de réalisation du procédé donnée ci-après.
En référence à la figure 2, on résume les étapes du mode de réalisation du procédé selon l'invention qui va être décrit plus en détails dans la suite.
Dans une première étape S20, on obtient un ensemble de plans acquis par la sonde. Ensuite, on sélectionne, à l'étape S21, une région d'intérêt dans les images pour focaliser les traitements sur cette région. Comme on le verra par la suite, afin de passer d'une représentation sectorielle de la région d'intérêt à une représentation par plans parallèles, on extrait des segments avantageusement choisis des images acquises à l'étape S22.
A partir de ces segments, on réalise une extrapolation, à l'étape S23 pour reconstituer les plans parallèles. L'ensemble de ces plans est ensuite stocké en mémoire à l'étape S24 pour transmission, sauvegarde, ou pour navigation.
Dans la suite, on revient en détails sur ces différentes étapes. Sélection d'une zone d'intérêt
La sonde, qui capte les images reste sur un point fixe et effectue un balayage en prenant un faisceau d'images régulièrement espacées, c'est à dire formant entre deux images consécutives des angles constants.
Des logiciels de navigation dans une section angulaire ont déjà été développés, mais ils ne traitent pas tout le volume acquis, us limitent le traitement à un parallélépipède inclus dans le secteur angulaire. Ici, au contraire, toutes les données sont prises en compte, et l'on se propose de reconstituer le parallélépipède qui englobe le secteur angulaire fourni.
La figure 3 illustre un tel parallélépipède P. Sur cette figure, on retrouve les plans issus de la sonde Pl, P2, P3, P4, P5. us forment un secteur angulaire d'angle A.
Notre objectif principal étant d'obtenir une bonne fluidité dans la navigation, le volume d'informations traitées doit être le plus léger possible. On ne conserve donc que les zones d'intérêt de l'image.
Cette phase s'effectue manuellement, par exemple par sélection via une souris ou un stylet sur un écran, pour la première image de la série à partir d'une proposition par défaut qui peut être validée ou modifiée par l'utilisateur puis automatiquement pour toutes les autres images de la séquence.
Elaboration du volume
L'élaboration du volume permettant la navigation spatiale doit associer une bonne gestion de la mémoire à une constitution permettant une exploitation efficace.
Une vision simple, et donc permettant des temps de calcul optimaux lors de la navigation, est un volume basé sur un repère cartésien (x,y,z) représentant respectivement largeur, longueur et hauteur.
Pour une bonne gestion de la mémoire, le volume ne sera pas stocké et utilisé dans sa globalité, il sera fractionné. Ces informations seront donc organisées sous la forme d'une suite d'images représentant chacune une « altitude » du volume. Une telle organisation est illustrée par la figure 4. Sur cette figure, on retrouve le parallélépipède P. Cette fois, le volume est représenté par les plans PA, PB, PC, PD, PE, répartis parallèlement selon l'axe z. Le repère (x, y, z) est tel que le plan (y, z) est parallèle au plan bissecteur des plans Pl et P4 de la figure 3.
L'élaboration du volume par une suite d'images contiguës parallèles permet un traitement plus facile que dans le cas d'images angulaires où les coordonnées cartésiennes de points ne sont pas régulièrement réparties dans l'espace.
Pour construire chacune des nouvelles images (c'est-à-dire les plans PA, ..., PE), l'ensemble des images de la série angulaire est inspecté. On extrait de chacune de ces images le segment de droite correspondant à la hauteur (sur l'axe z) de la coupe axiale en tenant compte du décalage engendré par l'angle du plan.
Une telle extraction est illustrée sur la figure 5. Les segments extraits SEG sont juxtaposés, mais apparaissent plus ou moins espacés selon la hauteur de la section axiale traitée. Plus on s'éloigne de la base de la section angulaire, plus l'espacement est grand. Cet espacement dépend du nombre d'images de l'ensemble d'acquisition, ainsi que de l'angle choisi lors de la capture des données.
Si l'espacement entre la première et la dernière droite est inférieur au nombre de droites (ce qui arrive au sommet de la section angulaire), on choisit les droites médianes de chaque ensemble de droites qui se superposent. Si l'espace est supérieur au nombre de droites, les espaces sont remplis avec la valeur non nulle la plus proche sur la coupe longitudinale.
Cette disposition d'extrapolation, est illustrée par la figure 6.
Navigation
La navigation doit permettre d'obtenir une vue plane dans l'espace 3D avec n'importe quelle positon possible (profondeur, angle ...), comme illustré par la figure 7. Sur cette figure, le plan de visualisation est quelconque, c'est-à-dire qu'il peut ne pas correspondre à l'un des plans PA, ..., PE
Cette navigation est basée sur la variation de 5 paramètres définissant 2 rotations (suivant l'axe des x ou suivant l'axe des y) et 3 translations (dans la direction de l'axe des x, de l'axe des y ou de l'axe des z).
Pour générer l'aperçu, on effectue un balayage de toutes les images représentant une coupe axiale, et on extrait de chacune une ou plusieurs droites. Ces droites juxtaposées les unes aux autres génèrent l'image proposée à l'utilisateur. La rotation autour de l'axe x va modifier la coupe utilisée, ou le choix de la droite extraite d'une coupe donnée pour chacune des colonnes de l'image résultat. La rotation autour de l'axe y a le même effet pour les lignes. D'un point de vue mathématique le problème est très symétrique.
Du point de vue du traitement informatique, on peut distinguer plusieurs cas de manière à utiliser des paramètres variant sur un intervalle fini [-1,+I] plutôt que d'utiliser classiquement la tangente de l'angle caractérisant le plan de visualisation dans le repère. En effet, celle-ci varie sur un domaine infini. Ainsi, il est possible de traiter différemment les plans de pentes faibles et les plans de pentes les plus fortes (inférieures ou supérieures à un angle de 45° formé avec l'horizontal). La figure 8 illustre les deux cas distingués.
De cette manière le coefficient directeur de l'équation représentant la pente est toujours compris entre -1 et 1.
Les translations se traduisent par l'incrémentation des coordonnées respectives des points, ce qui translate le plan d'observation dans le volume selon la direction souhaitée.
Les rotations s'opèrent à partir du centre de l'image reconstruite Une croix marque le point de rotation central du navigateur. Une fois l'organe centré sur cette croix (par translation Ox Oy et Oz) les 2 rotations permettront de balayer l'ensemble de l'organe sans jamais risquer de le perdre.
Une fois l'aperçu calculé, une interpolation est effectuée pour compléter les points calculés en une image de qualité. Cette opération de raffinement de l'image n'est exécutée que si l'utilisateur reste sur une même position plus d'une demi-seconde. La visualisation première est suffisante et permet d'assurer une meilleure fluidité de navigation.
Le raffinement consiste à inclure une nouvelle ligne entre les lignes extraites de deux coupes différentes. Les pixels de cette nouvelle ligne sont calculés en faisant la moyenne des pixels 8-voisins non nuls.
Résultats
Dans la suite on présente certains résultats obtenus par la mise en œuvre du procédé présenté ci-avant par un ordinateur comportant un processeur à 3Ghz et 512 Mo de RAM.
Les volumes de données sont utilisés sont les suivants : 100 images de 140x140 (2 millions de pixels), 170 images de 235x235 (9.3 millions de pixels), 180 images de 245x245 (10.8 millions de pixels).
Pour ce qui est du pré-traitement, les résultats dépendent de la densité des images traitées ainsi que de la densité des images produites. C'est pour cela que le volume est calculé à une densité limitée et paramétrée.
La densité des images en entrée dépend des choix de l'utilisateur qui a extrait ces images de l'échographe.
Il n'est pas nécessaire d'avoir un nombre de pixels fournis par l'échographe beaucoup plus important que le nombre de voxels produits par le présent procédé. Puisque le volume produit est de moins de 10 millions de pixels, le nombre de pixels fournis (égal au nombre d'images multiplié par leur hauteur multiplié par leur largeur en pixels) doit être dans le même ordre de grandeur, après recadrage de la région d'intérêt.
Les tests ont montré que le pré-traitement prenait moins d'une minute si l'ensemble des images fournies par l'échographe ne dépassait pas les 10 millions de pixels. Le nombre d'images est un facteur important dans le temps de calcul. Celles-ci ne doivent donc pas dépasser le nombre de 100 pour conserver de bonnes performances (ce qui donne par exemple 95 images de 320x320 pixels ou 60 images de 400x400 pixels).
Tableau 1 : temps de pré-traitement
Lors de la navigation, le frame rate est très dépendant de la densité du volume. Pour 2 millions de pixels, il varie entre 17 fps et 28 fps. Pour 9,3 millions de pixels il varie entre 7 fps et 11 fps, ce qui est suffisant pour naviguer de manière fluide.
Tableau 2 : fluidité de la navigation
Les résultats en termes de temps de pré-traitement et de fluidité sont très bons. Les ordinateurs étant de plus en plus puissants, la finesse de l'image traitée ainsi que celle de l'aperçu de la navigation vont être de plus en plus précises. Les limites fixées de la précision des images fournies ainsi que du volume produit sont donc en constante évolution.
Interface homme/machine
Pour assurer l'adaptabilité et une utilisation intuitive de l'interface pour une personne habituée à travailler avec une sonde échographique, une interface particulière, illustrée sur la figure 9, a été développée.
L'interface est donc composée du plan de coupe calculé Pcalc, des outils ROT et TRANS permettant de modifier les 5 variables de navigation (3 translations et 2 rotations) ainsi que d'une visualisation VISU de la position, dans l'espace 3D, du plan observé. Une croix CX marque le point de rotation central du navigateur. Une fois l'organe centré sur cette croix (par translation Ox Oy Oz) les 2 rotations permettront de balayer l'ensemble de l'organe sans jamais risquer de le perdre.
Il est possible de choisir le nombre de pixels qui composeront le volume produit dans les options du logiciel. L'utilisateur peut ainsi adapter le temps de calcul à la machine utilisée, ainsi qu'à la finesse du résultat qu'il souhaite. II peut être ajouté un « décimeur » d'images, permettant de réduire la taille et le nombre d'images en entrée, si celles-ci sont trop denses, pour ne pas traiter un nombre excessif de pixels.
Le logiciel peut être programmé dans le langage Java pour être utilisé sur n'importe quel type de machine.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de traitement de données d'images, caractérisé en ce qu'il comporte les étapes :
- recevoir (S20) un premier ensemble de données d'images échographiques représentant un volume donné, cet ensemble étant organisé selon des premiers plans partageant un segment commun ;
- reconstituer (S22, S23), à partir du premier ensemble de données, un deuxième ensemble de données d'images représentant au moins en partie ledit volume donné, ce deuxième ensemble étant organisé selon des deuxièmes plans parallèles les uns aux autres.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte en outre l'étape :
- sélectionner (S21) une région d'intérêt dans le volume donné ; et en ce que le deuxième ensemble de données représente cette région d'intérêt.
3. Procédé selon au moins l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que
- chaque deuxième plan est reconstitué par l'association de segments extraits des premiers plans, et en ce que
- les segments extraits appartiennent à un même plan perpendiculaire au plan bissecteur de ceux des premiers plans qui forment l'angle direct le plus grand.
4. Procédé selon au moins l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comporte en outre :
- reconstituer un plan quelconque de la partie du volume donné en juxtaposant un ensemble de segments d'intersection dudit plan avec les deuxièmes plans.
5. Procédé selon au moins l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les plans reconstitués comportent des segments interpolés entre les segments extraits.
6. Programme d'ordinateur comportant des instructions pour la mise en œuvre du procédé selon au moins l'une des revendications précédentes, lorsque le programme est exécuté par un processeur.
7. Système de traitement de données d'images caractérisé en ce qu'il comporte :
- des moyens (E) de réception d'un premier ensemble de données d'images échographiques représentant un volume donné, cet ensemble étant organisé selon des premiers plans partageant un segment commun ;
- des premiers moyens de stockage (MEMl) pour le traitement de ces données ; et
- un module de traitement (PROC) adapté pour reconstituer, à partir du premier ensemble de données, un deuxième ensemble de données d'images représentant au moins en partie ledit volume donné, ce deuxième ensemble étant organisé selon des deuxièmes plans parallèles les uns aux autres.
8. Système selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comporte en outre des deuxièmes moyens de stockage (MEM2) pour recevoir le deuxième ensemble de données, et en ce que le module de traitement est en outre adapté pour reconstituer un plan quelconque de ladite partie du volume donnée en juxtaposant un ensemble de segments d'intersection dudit plan avec les deuxièmes plans.
9. Système selon au moins l'une des revendications 7 à 8, caractérisé en ce qu'il comporte en outre des moyens de communication (COM) pour transmettre le deuxième ensemble de données d'images.
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