FR2528691A1 - Procede et dispositif pour le traitement d'images radioscopiques - Google Patents
Procede et dispositif pour le traitement d'images radioscopiques Download PDFInfo
- Publication number
- FR2528691A1 FR2528691A1 FR8310035A FR8310035A FR2528691A1 FR 2528691 A1 FR2528691 A1 FR 2528691A1 FR 8310035 A FR8310035 A FR 8310035A FR 8310035 A FR8310035 A FR 8310035A FR 2528691 A1 FR2528691 A1 FR 2528691A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- image
- radioscopic
- images
- weighting factor
- series
- 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.)
- Granted
Links
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
- H04N5/3205—Transforming X-rays using subtraction imaging techniques
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
Abstract
DANS LE CAS DU PROCEDE ET DU DISPOSITIF CONFORMES A L'INVENTION, L'EMPLOI D'UN FILTRE RECURSIF PERMET LA FORMATION D'UNE IMAGE COMPOSEE SUR LA BASE D'UNE COURTE SERIE D'IMAGES RADIOSCOPIQUES, LE FACTEUR DE PONDERATION A PRATIQUE DANS LEDIT FILTRE ETANT FONCTION DU NOMBRE D'IMAGES RADIOSCOPIQUES A TRAITER ET TRAITEES. DANS LE CAS D'UN CHOIX CORRECT DE CE FACTEUR A, L'AMPLITUDE DE L'IMAGE COMPOSEE EST TOUJOURS CONSTANTE (LUMINANCE CONSTANTE DE L'IMAGE), CHAQUE IMAGE RADIOSCOPIQUE FOURNIT UNE MEME CONTRIBUTION A LA FORMATION DE L'IMAGE COMPOSEE, ALORS QUE DANS CELLE-CI, LE NIVEAU DE BRUIT DIMINUE AVEC L'AUGMENTATION DU NOMBRE D'IMAGES RADIOSCOPIQUES TRAITEES.
Description
"Procédé et dispositif pour le traitement d'images radio-
scopiques" L'invention concerne un procédé qui permet de forier une image composée à partir d'une courte série d'images radioscopiques et suivant lequel est réalisée au moins une fois une courte série d'images radioscopiques d'un objet à partir de laquelle est déterminée une
image composée à reproduire.
L'invention concerne également un dispositif pour traiter une courte série d'images radioscopiques, muni d'une part d'un dispositif de formation d'images radioscopiques appelé à fournir au moins une courte série d'images radioscopiques subdivisées en éléments d'image, et d'autre part d'une mémoire pour le stockage
de l'information d'image par élément d'image.
Un tel procédé et un tel dispositif sont connus d'une publication dans "Optical Engineering", Volume 17, No 6, pages 652-7, novembre/décembre 1978; dans cette publication, il est proposé de réunir (d'additionner) l'information des images radioscopiques formant une courte série et de stocker cette information dans une mémoire Par la mise en oeuvre d'un tel procédé, on améliore le rapport signal/bruit de l'image composée, stockée dans la mémoire Au cours de la formation de l'image composée sur la base de la courte série d'images radioscopiques, les amplitudes de l'image composée augmenteront pas à pas par image radioscopique, et si l'image composée (qui change donc pas à pas) est reproduite sur un écran de télévision, il en résultera une image affectée d'un papillotement Un procédé et un dispositif tels que ceux décrits dans la publication citée ci-dessus ne conviennent donc pas pour pratiquer la radiographie électronique lors de laquelle l'image
radioscopique est visualisée directement par l'inter-
médiaire d'une chaine intensificateur d'image-téléviseur.
Il est clair que le papillotement dans l'image radios-
copique que montre l'écran de téléviseur gêne l'observa-
tion convenable de l'image.
Le dispositif dont fait mention ladite publica-
tion fait appel à trois mémoires et aux circuits correspondants indispensables pour définir des images
dofférentiellesà partir d'images radioscopiques consécu-
tives, une telle image différentielle étant déterminée en-pondérant les contenus de deux mémoires et en soustrayant le contenu d'une mémoire de celui de l'autre La troisième mémoire reçoit alors l'information
correspondant aux nouvelles images radioscopiques engen-
drées Il est évident qu'un tel dispositif est relative-
ment coûteux, mais qu'il fournit une image différentielle
dont l'amplitude est constante.
Le but de l'invention est de procurer un procédé et un dispositif qui conviennent pour la radiographie électronique tout en fornissant une image de télévision dont l'amplitude est constante (image non
papillotante) et dans laquelle le bruit est supprimé.
Un autre but de l'invention est de procurer
un procédé et un dispositif pour définir des images dif-
férentielles àparir de courtes séries d'image radio-
scopiques consécutives, alors il suffit d'utiliser deux mémoires et les circuits correspondants et il
est possible de réaliser des images différentielles d'am-
plitude constante (pas de papillotement) pour la reproduction directe sur un moniteur de télévision, images dans lesquelles le bruit es supprimé de façon essentielle. Un procédé conforme à l'invention est remarquable en ce que l'image complexe est formée d'une part, à partir d'au moins une image radioscopique prise en dernier lieu et pondérée par un facteur de pondération Ct inférieur ou égal à 1, et, d'autre parti à partir d'une image composée définie à partir des images radioscopiques prises antérieurement
et multipliée par le facteur de pondération complémen-
taire ( 1-y), le facteur t étant fonction du nombre d'images radioscopiques déjà traitées de la série, ayant la valeur initiale 1 et une valeur inférieure à 1 pour chaque nouvelle image composée à former, alors que chaque facteur de pondération est inférieur ou égal au facteur de pondération précédent Lors de la mise en oeuvre d'un tel procédé, l'amplitude de l'image composée reste constante (dans le cas du choix judicieux de facteurs de pondération calculables d'avance de
façon simple) quel que soit le nombre d'images radio-
scopiques servant à réaliser l'image composée Le bruit qui se produit dans une image composée diminue avec l'augmentation du nombre d'images radioscopiques formant
l'image composée.
Un dispositif conforme à l'invention -est remarquable en ce qu'en coopération avec au moins un circuit de multiplication et un circuit d'addition, la mémoire forme un filtre récursif pour filtrer dans le domainede temps l'information d'image, par élément d'image, des images se succédant dans la série, alors qu'une image composée est forméed'une partîà partir d'au moins une image radioscopique prise en dernier lieu et multipliée par un facteur de pondération C O inférieur ou égal à 1 par le circuit de multiplication, etrd'autre part,à partir d'une image composée définie à partir des images radioscopiques prises antérieurement et pondérée par le facteur de pondération complémentaire ( 1 - L), le facteur de pondération X étant fonction du nombre d'images radioscopiques déjà traitées de la série, ayant la valeur initiale 1 et une valeur inférieure à 1 pour chaque nouvelle image radioscopique à traiter de la série, alors que chaque facteur de pondération est inférieur ou égal au facteur
de pondération précédent.
Suivant une mise en oeuvre préférée d'un procédé conforme à l'invention, on forme à partir de la courte série d'images radioscopiques une image différentielle quiest déterminée par la différence entre, d'une partune image composée formée à partir des images radioscopiques prises jusqu'alors, et, d'autre part une autre image Une telle mise en oeuvre fournit, déjà à
partir de la première image composée, une image dif-
férentielle dont l'amplitude est constante quel que soit le nombre d'images radioscopiques traitées jusqu'alors dans l'image composée, alors que le niveau de bruit dans l'image différentielle diminue avec l'augmentation
du nombre d'images radioscopiques traitées.
A remarquer que dans la demande de brevet français N O 80 15 897, il est décrit un dispositif pour définir une image différentielle à partir d'une image radioscopique prise en dernier lieu et d'une image composée formée à partir d'une somme pondérée d'images radioscopiques antérieures, alors qu'il est fait usage d'un filtre récursif Toutefois, au début de chaque série d'images radioscopiques (le début de la formation d'une image différentielle), un tel dispositif fournit une image différentielle dont l'amplitude augmente (lentement) vers une valeur finale après le traitement de plusieurs images radioscopiques L'emploi d'un tel dispositif pour traiter de courtes séries (par exemple
des séries de 4 ou de 8), d'images radioscopiques four-
nira bien des images différentielles dont l'amplitude augmente par image radioscopique, amplitude qui est ramenée à la valeur zéro à la fin de chaque série; par conséquent, lors de la reproduction de ce genre d'images différentielles la reproduction sur le
moniteur de télévision est gênée par papillotement.
La description suivante, en regard des dessins
annexés, le tout donné à titre d'exemple, fera bien
comprendre comment l'invention peut être réalisée.
La figure 1 montre un dispositif conforme
à l'invention.
La figure 2 est un diagramme illustrant dans
le temps la formation de l'amplitude d'une image dif-
férentiell dans le cas de la sommation conventionnelle.
La figure 3 est un diagramme illustrant dans
le temps la formation de l'amplitude d'une image dif-
férentielle dans le cas de la sommation récursive. La figure 4 est un diagramma illustrant dans
le temps la formation de l'amplitude d'une image dif-
férentielle en conformité à l'invention.
La figure 5 illustre une réalisation préférée
d'une partie d'un dispositif conforme à l'invention.
La figure 6 illustre une réalisation préférée
d'un dispositif conforme à l'invention.
Le dispositif d'examen 10 que représente la figure 1 comporte une source de haute tension G devant alimenter un tube de Rôntgen B Un objet O est irradié par le faisceau de rayonnement X engendré par ce tube B, et il se forme une image d'ombre dudit objet O sur
un écran d'entrée d'un intensificateur d'image II.
Par l'intermédiaire d'un tube d'enregistrement d'image PU couplé à un écran de sortie de l'intensificateur II, l'image d'ombré, réduite en dimensions et intensifiée, est convertie en un signal vidéo analogique Un amplificateur à circuit d'échantillonnage OA amplifie et échantillonne ce signal vidéo, après quoi le signal vidéo échantillonné est converti en signal numérique
par un convertisseur analogique-numérique ADC 2.
Le signal numérique est fourni à une unité de traitement d'information d'image qui comporte les parties suivantes: les multiplicateurs M 20 et M 21, l'additionneur A 20 et la mémoire MM 20 Le dispositif d'examen représenté par la figure 1 comporte encore un convertisseur numériqueanalogique DAC 2 et un dispositif
de reproduction MON (par exemple un moniteur de télé-
vision) Audit dispositif d'examen on peut évidemment
ajouter un dispositif d'enregistrement à bande magné-
tique ou à disque magnétique, un dispositif d'enregistre-
ment de signaux vidéo ou signaux numériques, ou une imprimante de copies pour "fixer" de façon plus permanente
les images radioscopiques traitées.
L'unité de traitement d'information d'image
forme une image composée et est un filtre récursif.
Ce filtre opère de la façon suivante: pour un élément d'image, une valeur en provenance du convertisseur analogique-numérique ADC 2 est fournie au multiplicateur M 20 dans lequel cette valeur est multipliée par le facteur de pondération Xc ( O < 1) fourni également à ce multiplicateur M 20 Dans le cas du dispositif conforme à l'invention, le facteur de pondération L est fonction du nombre d'images radioscopiques traitées,
ce qui sera expliqué encore plus loin dans cet exposé.
Le produit de cette multiplication est fourni à l'additionneur A 20 qui reçoit également la valeur qui pour le même élément d'image a déjà été stockée dans la mémoire MM 20 après que cette valeur ait été
multipliée par le facteur de pondération ( 1 c 0).
Cette multiplication est effectuée par le multiplicateur M 21 qui connecte la sortie de la mémoire MM 20 à une entrée de l'additionneur A 20 La somme des deux valeurs fournies à l'additionneur A 20 est stoek Ae à l'adresse appartenant à l'élément d'image Le convertisseur analogique- numérique DAC 2 reçoit la valeur mise dans la mémoire MM 20, de sorte que l'image composée est
reproduite sur le moniteur de télévision MON.
Si la valeur mise dans la mémoire MM 120 devait
être fournie directement à l'additionneur A 20 (multipli-
cateur M 21 shunté et hors d'action), la formation de l'image composée dans la mémoire DI 120 aurait lieu comme le montre la figure 2 lorsqu'on suppose que la source de R 5 ntgen B fournit chaque fois après 240 millisecondes
une impulsion de R 3 ntgen à durée égale à 160 milli-
secondes et qu'au cours de l'impulsion de R 3 ntgen sont engendrées quatre images radioscopiques (dont chacune dure 40 millisecondes) L'image composée constitue une sommation linéaire des quatre images radioscopiques, et l'amplitude de cette image passe, en quatre pas (chaque pas valant 25 %) de la valeur d'amplitude 0 % à la valeur d'amplitude 100 % Après chaque période de 240 millisecondes une nouvelle image composée est fournie, chaque fois après l'effacement de l'information de la mémoire MM 20 Si l'image composée (en cas de radiographie électronique) est visualisée directement sur un moniteur de télévision, cette image est affectée sérieusement d'un papillotement, ce qui est très gênant pour le radiologue utilisant le dispositif. Si le facteur de pondération ôt est constant et le signal de sortie de la mémoire MM 20 est ramené
à l'additionneur A 20 par l'intermédiaire du multiplica-
teur M 21 (facteur de pondération 1 -OL), l'amplitude A d'une image composée résultant d'images radioscopiques consécutives est caractérisée par la formation illustrée sur la figure 3 Egalement dans cet exemple (ainsi que dans l'exemple suivant), on a supposé que la source B fournit, chaque fois après 240 millisecondes,
une impulsion de Rôntgen à durée égale à 160 millisecon-
des, alors que sont engendrées quatre images radio-
scopiques dont chacune dure 40 millisecondes Il est clair qu'en absence de mesures spéciales, l'emploi d'un filtre récursif grâce auquel l'influence du bruit dans l'image composée diminue avec l'augmentation du nombre d'images radioscopiques traitées, l'amplitude A de l'image composée à reproduire varie fortement, de sorte qu'il en résulte une image papillotante sur le moniteur de télévision Le signal de sortie ( amplitude de l'image composée) de la mémoire MM 20 s'exprime dans la formule suivante: Vu(n) =& Vi(n) + O ( 1-<) Vi (n-1)+ ( 1 CL)2 Vi(n-2) + + ( 1-V)3 Vi (n-3) + dans laquelle Vu(n) indique l'amplitude de l'image composée après traitement de N images radioscopiques,
alors que Vi(n) indique l'amplitude de l'image radio-
scopique de rang n Si le facteur de pondération est constant et par exemple égal à , on obtient comme valeur de Vu(n): Vu(n) = 8/16 Vi(n)+ 4/16 Vi(n-l) + 2/16 (vi(n-2)+ 1/16 Vi(n-3) La contribution que les images radioscopiques consécutives o 10 fournissent à l'image composée n'est pas constante, mais diminue exponentiellement L'intégration désirée du bruit est loin d'être optimale, puisque l'image radioscopique traitée en dernier lieu fournit au bruit une contribution beaucoup plus grande que celle de l'image radioscopique qui précède ladite dernière radioscopie, alors qu'à son tour ladite image précédente fournit au bruit une contribution beaucoup plus grande que celle de l'image qui la précède, tandis que les
contributions des images radioscopiques traitées anté-
rieurement sont quasi négligeables Par conséquent, la dose de rayonnement avec laquelle sont engendrées les images radioscopiques citées en dernier lieu n'est
donc mise à profit que de façon très inefficace.
Pour le dispositif et le procédé conforme à l'invention, les deux problèmes énoncés ci-dessus sont résolus: le papillotement de l'image composée à reproduire est évité, alors qu'également la contribution que chaque image radioscopique fournit à l'intégration du bruit est pratiquement optimale En conformité avec l'invention, les deux buts sont atteints du fait qu'on a agi de sorte que le facteur de pondération OC est devenu fonction du nombre d'images radioscopiques déjà
traitées et du nombre total (dans les exemples précé-
dents et dans l'exemple suivant notamment quatre) d'images radioscopiques à traiter constituant une courte
série qui est répétée périodiquement.
L'image composée conforme à l'invention a l'amplitude Vu( 4) égale à = OL 4 Vi( 4) + C-3 ( 1 O 4) Vi( 3) O 2 ( 1 3) ( 1 & 4) Vi( 2) + O 1 ( 1 2) ( 1 c 3)' ( 1 '4) V( 1) Dans le cas oh chaque image radioscopique Vi(n) ( 1 < N < 4) fournira la même contribution à l'image composée Vu(n), il en découle que les facteurs de pondération 0,1 ' O 2, o 03 et O Y 4 doivent avoir comme valeur 1, 1/2, 1/3 et 1/4 Si l'on pratique les facteurs "L?là 4 cités ci-dessus, l'amplitude A de l'image
complexe Vu est constante, comme le montre la figure 4.
Après la première image radioscopique, l'image composée sera identique à cette image (L 1 = 1, 1 C 1 = 0): le bruit présent dans l'image radioscopique, bruit qui sur la figure 4 est représenté de façon
schématique (et sans respecter l'échelle correcte).
Après le traitement de la deuxième image radioscopique, l'amplitude A de l'image composée est encore la même, mais le contenu en bruit est égal à la moyenne des
contenus en bruit des deux images radioscopiques traitées.
Lorsque quatre images ont été traitées, l'amplitude A de l'image composée est exactement la moyenne des
amplitudes de ces quatre images Chaque image radio-
scopique fournit donc en amplitude la même contribution à l'image composée réalisée finalement, celle-ci ayant un niveau de bruit égal au niveau de bruit moyen des quatre images radioscopiques et étant retenue jusqu'à ce que (après 240 millisecondes) commence le traitement dlune nouvelle série d'images radioscopiques pour former une nouvelle image composée avec respectivement les facteurs de pondération 01, O 2, O-3 et X 4 Les amplitudes A des images composées consécutives obtenues à partir d'une série d'images radioscopiques restent donc toujours constantes, exception faite du bruit de ces images composées qui diminue en importance dans
chacune de ces images consécutives.
Lorsque les multiplicateurs M 20 et M 21 du dispositif 10 représenté par la figure 1 sont des circuits de multiplication numériques, les facteurs de pondération l 04, 2 ' 03 et OC 4 sont à régler de
façon précise, et le filtrage est à réaliser exactement.
Toutefois, il est plus simple d'utiliser un filtre récursif 20, représenté par la figure 5 Le filtre utilisé 20 ne comporte qu'un seul circuit de multiplication M 30 mais est muni, en plus d'un circuit d'addition A 30 et d'une mémoire MM 30 (cfr A 30 et MM 30
sur la figure 1), d'un circuit de soustraction supplémen-
taire V 30 On peut se rendre compte facilement que ce filtre récursif 20 effectue exactement le même filtrage
que le filtre 10 sur la figure 1.
En raison de ce que le filtre 20 ne fait appel
qu'à un seul circuit de multiplication M 30, une multipli-
cation par les facteurs de pondération 1, 2, (ou 1/8) est réalisable de façon simple si les " 1 " et les " O " du nombre binaire qui, sur des lignes parallèles est présenté audit circuit multiplicateur M 30, ne seront pas déplacés (facteur 1)ou subiront vers le bit le moins significatif un déplacement égal à une position de bit (facteur 2) ou un déplacement égal à deux (ou trois) positions de bit (facteur X ou 1/8) Un mode de réalisation préféré du procédé et du dispositif conformes à l'invention fait appel aux facteurs de pondération 01 ' 2 ' X 3 et 04 ayant les valeurs
11 42o 3 4-
respectives,1, 2, 4 et 4 Dans ce cas, l'amplitude de l'image complexe devient: Vu( 4) = 8/32 Vi( 4)+ 6/32 Vi( 3)+ 9/32 Vi( 2)+ 9/32 Vi( 1) Les contributions des images radioscopiques de la courte série sont donc pratiquement égales et l'intégration
de bruit est en outre quasi optimale.
Par l'emploi de puissances du nombre 2 en guise de valeurs pour les facteurs de pondération Oi, le circuit multiplicateur M 30 ne doit en fait comporter que des circuits multiplex avec lesquels le nombre binaire entrant en parallèle est fourni en parallèle aux lignes de sortie sans déplacement de position de bit, avec déplacement égal à une position de bit et avec déplacement égal à deux positions de bit La situation dans laquelle se trouvent les circuits multiplex est alors commandée de façon simple par un compteur qui compte le nombre d'images radioscopiques traitées et qui, pour cela, reçoit des impulsions de commande déduites des impulsions de synchronisation verticale
(destinées au tube d'enregistrement d'images de télévision).
La figure 6 illustre une réalisation préfé-
rentielle d'un dispositif 30 conforme à l'invention.
Le signal qui est présenté au convertisseur analogique humérique ADC 2 provient d'une chaîne d'intensification d'image radioscopique et de télévision du genre que montre la figure 1, et est présenté, par l'intermédiaire d'un commutateur S, à un des deux filtres récurrents RF 1 et RF 2 Ceux-ci sont identiques au filtre récurrent
sur la figure 5.
Par l'intermédiaire du commutateur S, les quatre premières images radioscopiques sont amenées au filtre RF 1 qui, après chaque image radioscopique nouvelle présentée, forme à partir de ces images une nouvelle image composée et stocke celle-ci dans sa mémoire Après le traitement des quatre images radioscopiques, le contenu d'un compteur C comptant le nombre d'images radioscopiques traitées à l'aide
desdites impulsions de commande, est ramené à zéro A l'oc-
casion de la formatirn des quatres images radiosopiques consécu-
tives suivantes, le filtre RF 2 forme toujours une nouvelle image composée qui est stockée dans la mémoire de ce filtre Les images composées emmagasinées dans les mémoires des filtres RF 1 et RF 2 sont stockées l'une de l'autre pour la formation d'une image de -différence, et cette image est fournie au moniteur MON, par l'intermédiaire du convertisseur numérique-analogique
DAC 2, pour être reproduite sur ce moniteur L'image dif-
férentielle peut constituer la différence entre les images composées de deux courtes séries qui se succèdent
directement (et qui comportent quatre images radio-
scopiques, pour lesquelles le commutateur S est changé de position chaque fois après quatre images radioscopiques), mais l'image différentielle peut être aussi d'une part partir d'une première image composée (par exemple sur le base de quatre images radioscopiques prises sans agent de contraste) stockée dans la mémoire du filtre RF 1 et d'autre part à partir des images composées succédant à ladite image composée et formées toujours par le filtre RF 2 (sur la base d'images radioscopiques prises avec agent de contraste), pour lesquelles le commutateur S ne doit être amené qu'une seule fois à quitter sa position illustrée sur la figure pour aller
occuper une position non illustrée sur cette figure.
Pour permettre aux filtres RF 1 et RF 2 d'engendrer les images composées correctes, on a raccordé au compteur C un circuit de décodage D qui sur la base du contenu (le nombre d'images radioscopiques traitées) du compteur C définit le circuit multiplex
dont les commutateurs (circuits T T L = Transistor-
Transistor-Logic) doivent etre commutés Il faut activer uniquement les commutateurs du filtre RF 1 ou RF 2 qui
reçoit de nouvelles images radioscopiques Les commuta-
teurs de l'autre filtre RF 2 ou RF 1 doivent rester dans la situation qui correspond à un facteur de pondération CL = 1 en relation avec la renouvellement de l'information ("refreshment") de la mémoire (Dynamic Random Access Memory) Comme lor de la multiplication par 4, les bits du nombre binaire sont déplacés sur deux positions de bit, le circuit multiplex doit être un circuit multiplex "trois vers un" qui toutefois est réalisable par le montage en cascade de deux circuits multiplex "deux vers un" Le circuit de décodage D représenté sur la figure 6 dessert les deux multiplexeurs branchés en cascade des deux filtres RF 1 et RF 2 Dans le cas du contenu OO du compteur C, les deux sorties Pl et P 2 du circuit de décodage D sont inactives Dans le cas du contenu 01 du compteur C (après une image radioscopique), la sortie Pl est active et fait commuter les commutateurs d'un premier multiplexeur "deux vers un" (déplacement (shift) sur une position dé bit) Dans le cas des contenus 10 et 11 du compteur C, les deux sorties Pl et P 2 sont actives et les deux multiplexeurs branchés en cascade sont commutés (déplacement (shift) sur deux positions
de bit).
Claims (6)
1 Procédé qui permet de former une image
composée à partir d'une courte série d'images radio-
scopiques et suivant lequel est réalisée au moins une fois une courte série d'images radioscopiques d'un objet à partir de laquelle est déterminée une image composée à reproduire, caractérisé en ce que l'image composée est formée d'une part à partir d'au moins
une image radioscopique prise en dernier lieu et pon-
dérée par un facteur de pondération do inférieur ou égal à 1, et, d'autre part à partir d'une image composée définie à partir des images radioscopiques prises antérieurement et multipliée par le facteur de pondération complémentaire ( 1 &L), le facteur C étant fonction du nombre d'images radioscppiques déjà traitées de la série, ayant la valeur initiale 1 et une valeur inférieure à 1 pour chaque nouvelle image composée à former, alors que chaque facteur de pondération est inférieur ou égal au facteur de pondération
précédent.
2 Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'une série comporte quatre images radioscopiques et que pour les images composées consécutives à former le facteur de pondération a successivement les valeurs 1, -, v et 4 3 Procédé selonla revendication 1, caractérisé en ce qu'une série comporte N images radioscopiques, ce nombre N étant entier, positif et supérieur à 1, et que pour une image radioscopique i à traiter, le facteur de pondération O Li a la valeur, alors que
< i n.
Procédé selon la revendication 1, 2 ou 3, caractérisé en ce qu'une image différentielle est,formée à partir de la courte série d'images radioscopiques, cette image différentielle étant définie par la différence entre/ d'une part une image composée formée par les images radioscopiques réalisées jusqu'alors, et d'autre
part} une autre image.
Procédé selon la revendication 1, 2, 3 ou 4,
caractérisé en ce qu' une courte série d'images radio-
scopiques de l'objet est réalisée périodiquement.
6 Dispositif pour traiter une courte série d'images radioscopiques, munit d'une partd'un dispositif de formation d'images radioscopiques appelé à fournir au moins une courte série d'images radioscopiques subdivisées en éléments d'image, et d'autre partld'une mémoire pour le stockage de l'information d'image par élément d'image, caractérisé en ce qu'en coopération avec au moins un circuit de multiplication et un circuit d'addition, la mémoire forme un-filtre récursif pour filtrer dans le domainede temps l'information d'image, par élément d'image 1 des images se succédant dans la série, alors qu'une image composée est formée d'une part à partir d'au moins une image radioscopique prise
en dernier lieu et multipliée par un facteur de multi-
plication O 5 inférieur ou égal à 1 par le circuit de multiplication, et 1 d'autre partià partir d'une image composée définie à partir des images radioscopiques prises antérieurement et pondérée par le facteur de pondération complémentaire ( 1 O-), le facteur de pondération OC étant fonction du nombre d'images radioscopiques déjà traitées de la série, ayant la valeur initiale 1 et une valeur inférieure à 1 pour chaque nouvelle image radioscopique à traiter de la série, alors que chaque facteur de pondération est
inférieur ou égal au facteur de pondération précédent.
7 Dispositif selon la revendication 6, caractérisé
en ce que le circuit de multiplication est un multipli-
cateur numérique, que la série comporte N images radioscopiques, et que lors du traitement d'une image radioscopique i, le facteur de pondération CL i a la
valeur 1/i.
8 Dispositif selon la revendication 6, caractérisé en ce que la série comporte quatre images radioscopiques, que le facteur de pondération est successivement égal à 1, -, et et que le circuit de multiplication
comporte un circuit multiplex.
9 Dispositif selon la revendication 6, 7 ou 8, caractérisé en ce que ce dispositif est muni également d'un circuit de soustraction pour soustraire l'information d'image de chaque élément d'image de l'image composée de l'information d'image d'un élément d'image correspondant d'une autre image, et d'un dispositif de reproduction d'image pour la reproduction de l'image différentielle
obtenue de la sorte.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8202450A NL8202450A (nl) | 1982-06-17 | 1982-06-17 | Werkwijze en inrichting voor het verwerken van roentgenbeelden. |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2528691A1 true FR2528691A1 (fr) | 1983-12-23 |
| FR2528691B1 FR2528691B1 (fr) | 1986-03-28 |
Family
ID=19839897
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR8310035A Expired FR2528691B1 (fr) | 1982-06-17 | 1983-06-17 | Procede et dispositif pour le traitement d'images radioscopiques |
Country Status (11)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4507681A (fr) |
| JP (1) | JPS5916481A (fr) |
| BE (1) | BE897048A (fr) |
| CA (1) | CA1205219A (fr) |
| DE (1) | DE3320261C2 (fr) |
| FR (1) | FR2528691B1 (fr) |
| GB (1) | GB2122050B (fr) |
| IL (1) | IL68981A (fr) |
| IT (1) | IT1170300B (fr) |
| NL (1) | NL8202450A (fr) |
| SE (1) | SE453244B (fr) |
Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5951686A (ja) * | 1982-09-02 | 1984-03-26 | Hitachi Medical Corp | デイジタルフイルタ法及びデイジタルフイルタ |
| JPS59103648A (ja) * | 1982-12-06 | 1984-06-15 | 株式会社東芝 | Ｘ線撮像装置 |
| DE3370280D1 (en) * | 1982-12-27 | 1987-04-23 | Toshiba Kk | Superposed image display device |
| DE3341215A1 (de) * | 1983-11-14 | 1985-05-30 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Roentgenstereo-subtraktionsvorrichtung |
| JPS60150729A (ja) * | 1984-01-19 | 1985-08-08 | 株式会社東芝 | Ｘ線診断装置 |
| DE3426830A1 (de) * | 1984-03-12 | 1985-09-12 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Roentgendiagnostikeinrichtung |
| JPS60208185A (ja) * | 1984-03-31 | 1985-10-19 | Shimadzu Corp | Ｘ線画像処理装置 |
| US4802983A (en) * | 1985-07-19 | 1989-02-07 | Howeth David Franklin | Hopper loading directly insertable horizontally mounted cylindrical segmented bore pleated filter system for rotary broom sweepers |
| FR2604048B1 (fr) * | 1986-09-12 | 1989-06-09 | Thomson Cgr | Installation de radiologie a camera de television a element de prise de vues de faible remanence |
| US4761819A (en) * | 1987-02-27 | 1988-08-02 | Picker International, Inc. | Adaptive noise reduction filter for reconstructed images |
| JP2508078B2 (ja) * | 1987-04-30 | 1996-06-19 | 株式会社島津製作所 | Ｘ線画像処理装置 |
| JPH0226478A (ja) * | 1988-07-15 | 1990-01-29 | Toshiba Corp | 巡回型雑音低減装置 |
| JPH03126380A (ja) * | 1989-10-12 | 1991-05-29 | Toshiba Corp | 映像雑音低減回路 |
| US5309243A (en) * | 1992-06-10 | 1994-05-03 | Eastman Kodak Company | Method and apparatus for extending the dynamic range of an electronic imaging system |
| US6373919B1 (en) | 1999-08-10 | 2002-04-16 | Ge Yokogawa Medical Systems, Limited | Projection data correction method and apparatus, and radiation tomographic imaging method and apparatus |
| JP3789728B2 (ja) * | 1999-08-10 | 2006-06-28 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | プロジェクションデータ補正方法および装置並びに放射線断層撮像装置 |
| JP2003283925A (ja) * | 2002-03-20 | 2003-10-03 | Sony Corp | 画像合成装置及び方法 |
| JP2005210384A (ja) * | 2004-01-22 | 2005-08-04 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | 画像処理方法および画像処理装置ならびに画像処理プログラム |
| CN1707477B (zh) * | 2004-05-31 | 2011-08-17 | 株式会社东芝 | 组信息生成系统和组信息生成方法 |
| GB2438660B (en) * | 2006-06-02 | 2011-03-30 | Tandberg Television Asa | Recursive filter system for a video signal |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2020945A (en) * | 1978-05-16 | 1979-11-21 | Wisconsin Alumni Res Found | Real-time digital X-ray subtraction imaging |
| GB2057221A (en) * | 1979-07-19 | 1981-03-25 | Philips Nv | Device for generating differentially enhanced images |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2521796C3 (de) * | 1975-05-16 | 1979-12-13 | Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg | Anordnung zur Ermittlung der räumlichen Verteilung der Absorption oder der Emission von Strahlung in einer Ebene eines Körpers |
| DE3043703C2 (de) * | 1980-11-19 | 1983-01-20 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Röntgendiagnostikeinrichtung zur Erstellung von Subtraktionsbildern |
-
1982
- 1982-06-17 NL NL8202450A patent/NL8202450A/nl not_active Application Discontinuation
- 1982-11-03 US US06/438,832 patent/US4507681A/en not_active Expired - Lifetime
-
1983
- 1983-06-04 DE DE3320261A patent/DE3320261C2/de not_active Expired
- 1983-06-13 GB GB08316117A patent/GB2122050B/en not_active Expired
- 1983-06-14 SE SE8303375A patent/SE453244B/sv not_active IP Right Cessation
- 1983-06-14 IL IL68981A patent/IL68981A/xx unknown
- 1983-06-14 CA CA000430319A patent/CA1205219A/fr not_active Expired
- 1983-06-14 IT IT21617/83A patent/IT1170300B/it active
- 1983-06-14 BE BE0/211000A patent/BE897048A/fr not_active IP Right Cessation
- 1983-06-17 JP JP58107975A patent/JPS5916481A/ja active Granted
- 1983-06-17 FR FR8310035A patent/FR2528691B1/fr not_active Expired
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2020945A (en) * | 1978-05-16 | 1979-11-21 | Wisconsin Alumni Res Found | Real-time digital X-ray subtraction imaging |
| GB2057221A (en) * | 1979-07-19 | 1981-03-25 | Philips Nv | Device for generating differentially enhanced images |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB8316117D0 (en) | 1983-07-20 |
| DE3320261A1 (de) | 1983-12-29 |
| NL8202450A (nl) | 1984-01-16 |
| DE3320261C2 (de) | 1986-10-30 |
| IT1170300B (it) | 1987-06-03 |
| IT8321617A0 (it) | 1983-06-14 |
| SE8303375D0 (sv) | 1983-06-14 |
| GB2122050B (en) | 1985-11-06 |
| GB2122050A (en) | 1984-01-04 |
| JPH0354515B2 (fr) | 1991-08-20 |
| IL68981A0 (en) | 1983-10-31 |
| SE453244B (sv) | 1988-01-18 |
| SE8303375L (sv) | 1983-12-18 |
| BE897048A (fr) | 1983-12-14 |
| JPS5916481A (ja) | 1984-01-27 |
| CA1205219A (fr) | 1986-05-27 |
| US4507681A (en) | 1985-03-26 |
| FR2528691B1 (fr) | 1986-03-28 |
| IL68981A (en) | 1986-12-31 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| FR2528691A1 (fr) | Procede et dispositif pour le traitement d'images radioscopiques | |
| US4350998A (en) | Device for differential image determination | |
| EP0147326B1 (fr) | Filtre numérique à bande passante et phase variables | |
| FR2472753A1 (fr) | Perfectionnements aux dispositifs de sondage par ultra-sons | |
| FR2501944A1 (fr) | Dispositif pour la conversion du nombre de lignes de balayage | |
| EP0014151B1 (fr) | Procédé de traitement des échantillons successifs de signaux et filtre numérique pour la mise en oeuvre du procédé | |
| FR2575885A1 (fr) | Renforcateur de contraste pour images video | |
| EP0131521B1 (fr) | Procédé et installation d'analyse et de restitution de signal à échantillonnage et interpolation | |
| EP0071506A1 (fr) | Procédé et dispositif numérique de correction d'erreur de phase d'un signal échantillonné et son application à la correction de signaux de télévision | |
| EP0101336B1 (fr) | Appareil de génération d'un signal vidéo traité, à contraste amélioré pour radiologie, et procédé pour traiter un tel signal | |
| FR2618282A1 (fr) | Procedes et appareils d'emmagasinage de signaux video numeriques. | |
| FR2589302A1 (fr) | Systeme de thermographie infrarouge a sensibilite amelioree par accumulation progressive des lignes de l'image | |
| FR2625399A1 (fr) | Dispositif de regulation de debit conjointe a au moins deux composantes de signaux video numeriques | |
| BE897838A (fr) | Procede pour augmenter a sensibilite d'une camera de television et systeme de television pour la mise en oeuvre de ce procede | |
| FR2516330A1 (fr) | Procede et dispositif de traitement d'un signal numerique recu au moyen de memoires mortes en cascade | |
| FR2560700A1 (fr) | Appareil de traitement pour synthese de signaux en pyramide hierarchique en temps reel | |
| FR2562743A1 (fr) | Procede et appareil de traitement numerique et d'analyse d'images cardiaques | |
| FR2653961A1 (fr) | Procede de traitement d'une image pour en ameliorer les contrastes. | |
| EP0287174A1 (fr) | Dispositif d'anamorphose et système muni d'un tel dispositif | |
| EP0230158B1 (fr) | Processeur numérique d'images échographiques, à interpolation | |
| FR2552880A1 (fr) | Procede et dispositif de reconstitution d'un signal analogique | |
| EP0391760A1 (fr) | Dispositif de conversion de fréquence trame pour un récepteur de télévision haute définition, et procédé de détection du mouvement dans une image de télévision codée | |
| FR2501950A1 (fr) | Generateur numerique de signaux de chrominance codes secam | |
| EP0098197A1 (fr) | Système de télévision à haute définition | |
| FR2688969A1 (fr) | Procede de correction des defauts d'uniformite des pixels d'un senseur a l'etat solide et dispositif pour la mise en óoeuvre du procede. |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| CD | Change of name or company name | ||
| CD | Change of name or company name |