FR2786589A1 - Procede de determination automatique du contraste et de la brillance d'une image radiographique numerique - Google Patents
Procede de determination automatique du contraste et de la brillance d'une image radiographique numerique Download PDFInfo
- Publication number
- FR2786589A1 FR2786589A1 FR9814996A FR9814996A FR2786589A1 FR 2786589 A1 FR2786589 A1 FR 2786589A1 FR 9814996 A FR9814996 A FR 9814996A FR 9814996 A FR9814996 A FR 9814996A FR 2786589 A1 FR2786589 A1 FR 2786589A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- gray
- histogram
- parameters
- image
- mathematical model
- 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
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 24
- 238000013178 mathematical model Methods 0.000 claims abstract description 17
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 claims description 23
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 11
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 claims description 7
- 238000013507 mapping Methods 0.000 claims description 5
- 230000008447 perception Effects 0.000 claims description 5
- 238000002083 X-ray spectrum Methods 0.000 claims description 4
- 210000000577 adipose tissue Anatomy 0.000 claims description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 3
- 238000009432 framing Methods 0.000 claims 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 5
- 230000008859 change Effects 0.000 description 4
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 4
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 4
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 3
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 2
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 2
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 2
- 230000002745 absorbent Effects 0.000 description 1
- 239000002250 absorbent Substances 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 238000012217 deletion Methods 0.000 description 1
- 230000037430 deletion Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 1
- 230000000717 retained effect Effects 0.000 description 1
- 239000013589 supplement Substances 0.000 description 1
- 239000013077 target material Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T7/00—Image analysis
- G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/40—Image enhancement or restoration using histogram techniques
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/90—Dynamic range modification of images or parts thereof
- G06T5/92—Dynamic range modification of images or parts thereof based on global image properties
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N1/00—Scanning, transmission or reproduction of documents or the like, e.g. facsimile transmission; Details thereof
- H04N1/40—Picture signal circuits
- H04N1/407—Control or modification of tonal gradation or of extreme levels, e.g. background level
- H04N1/4072—Control or modification of tonal gradation or of extreme levels, e.g. background level dependent on the contents of the original
- H04N1/4074—Control or modification of tonal gradation or of extreme levels, e.g. background level dependent on the contents of the original using histograms
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/10—Image acquisition modality
- G06T2207/10116—X-ray image
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
- G06T2207/30004—Biomedical image processing
- G06T2207/30068—Mammography; Breast
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
- G06T2207/30168—Image quality inspection
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Quality & Reliability (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Abstract
Le procédé comprend un histogramme de l'image radiographiée (histogramme réel), un modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet obtenu par calibration. On se sert du modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet et d'un ensemble de paramètres d'acquisition, du détecteur, du positionneur et d'objet pour déterminer deux valeurs de niveau de gris, gris min et gris max délimitant une zone utile, on supprime dans l'histogramme réel la partie inférieure à gris min et la partie supérieure à gris max : histogramme limité, on applique un jeu de règles audit histogramme limité afin de déterminer le niveau de brillance WL, et on obtient le contraste WW à partir de WL et éventuellement d'un ou plusieurs paramètres choisis par l'utilisateur ou fixés a priori.
Description
I Procédé de détermination automatique du contraste et de la brillance
d'une image radiographique numérique L'invention concerne la détermination automatique de la brillance et du contraste d'une image radiographique numérisée d'un objet. Elle trouve une application particulièrement intéressante dans le domaine médical dans lequel on procède à des analyses fines des
images radiographiques, en particulier la mammographie.
Dans le domaine médical, les diagnostics se basent généralement sur l'étude d'une image radiographiée. Le progrès des systèmes numériques fait qu'il est aujourd'hui possible de faire varier
les caractéristiques de l'image afin de réaliser au mieux le diagnostic.
Il est donc évident que la qualité de l'image est un point essentiel.
Comme cela est bien connu, l'acquisition d'image fait intervenir de nombreux paramètres liés à la chaîne d'acquisition: on y distingue les paramètres d'acquisition (matériau cible de l'anode du tube à rayons X (piste), matériau et épaisseur du filtre en sortie du tube à rayons X (filtre), tension appliquée entre cathode et anode du tube à rayons X (kV), courant de chauffage du filament de la cathode du tube à rayons X (mA), temps d'exposition,...), les paramètres du positionneur (incidence de la prise de vue, facteur d'agrandissement, type de pelote de compression utilisée, épaisseur de l'objet, force de compression,...) et les paramètres du détecteur digital (relation niveaux de gris-flux capté de rayons X,...). En plus de cela, on fait intervenir les paramètres de l'objet, notamment sa composition. Cet ensemble de paramètres permet d'obtenir une image qui est en fait composée de pixels plus ou moins grisés. La quantification de l'image est obtenue sur un nombre donné de niveaux de gris. Lorsque l'image est affichée sur un écran ou imprimé sur un film en utilisant une gamme de niveaux de gris donné, le contraste perçu peut être considérablement différent entre les images du même objet acquises avec différents ensembles de paramètres d'acquisition ou entre des images de différents objets obtenues avec le même ensemble de paramètres. En outre, le choix de la gamme de niveau de gris à considérer pour l'écran est d'une grande importance afin de donner un perçu de contraste acceptable dans l'image. Ainsi, une fois l'image obtenue, l'utilisateur modifie interactivement la brillance (WL: window level) et le contraste (WW: window width) de cette image afin d'y ajuster la gamme de niveaux de gris de façon à atteindre un
perçu de contraste correct.
Généralement pour plus de 16000 niveaux de gris différents, il est difficile et long de choisir manuellement la brillance et le
contraste corrects.
L'invention vise à apporter une solution à ce problème.
Un but de l'invention est de déterminer automatiquement la
valeur de la brillance (WL) et d'en déduire le contraste (WW).
L'invention propose donc un procédé d'acquisition d'image radiographique numérique d'un objet avec un réglage automatique des paramètres de visualisation (brillance, contraste). Ce procédé est adaptable, puisque les souhaits de l'utilisateur peuvent être pris en compte. Ce procédé comprend une obtention de deux niveaux de gris, gris min et gris max révélant une zone de niveaux de gris dans laquelle la brillance (WL) est susceptible d'être déterminée, un jeu de règles permet le calcul de cette valeur WL, et on en déduit finalement une
gamme de niveaux de gris pour le contraste WW.
Selon une caractéristique générale de l'invention, on effectue une première étape de segmentation. Les données d'entrée de cette première étape sont les paramètres d'acquisition, les paramètres du détecteur digital, les paramètres du positionnement et les paramètres de l'objet. L'ensemble de ces paramètres est introduit dans un modèle
mathématique pré-établi de la chaîne image et de l'objet.
Ce modèle permet de déterminer un niveau de gris min et un niveau de gris max. La partie encadrée par ces deux niveaux est la zone utile des niveaux de gris dans laquelle il sera choisi la valeur du
niveau de brillance WL.
Cette étape correspond à une segmentation de l'image par un double seuillage de telle sorte que seuls les points de l'image dont le
niveau de gris min et le niveau de gris max soient conservés.
Une seconde étape est réalisée parallèlement à la précédente.
Elle met en oeuvre la véritable acquisition radiographique de l'objet.
A partir de l'image obtenue, un histogramme est dressé: l'histogramme réel. La troisième étape fait intervenir gris min, gris max et l'histogramme réel. Leur mise en correspondance aboutit à la suppression, dans l'histogramme réel de la partie inférieure au niveau de gris min et de la partie supérieure au niveau de gris max. Le résultat de la troisième étape est un intervalle de niveaux de gris limitant la zone utile: histogramme limité. Il reste donc à déterminer
la valeur de la brillance WL à l'intérieur de cet intervalle.
La quatrième étape concerne donc la détermination de WL qui peut se faire au moyen d'un jeu de règles simples connu de
l'homme du métier. Ce jeu de règles permet d'obtenir une valeur WL.
Cependant lorsque l'utilisateur procède à de nombreuses mammographies, il est nécessaire d'améliorer le rendement en faisant intervenir un modèle mathématique de l'histogramme. Un modèle est décrit par M. Jean Lierrard LSD/AAP référence 98030 Technical Note GE Medical Systems, August 1998. Il considère un sein comprimé dont la forme est modélisée, par exemple, à l'aide de formes géométriques simples. En faisant intervenir des données du sein à mammographier, on obtient un modèle d'histogramme caractérisé par un maximum au niveau de l'épaisseur radiologique correspondant à un
tissu du sein.
La mise en correspondance du modèle mathématique de l'histogramme ainsi déterminé et de l'histogramme limité permet de
déterminer la valeur d'une épaisseur radiologique caractérisant le sein.
Cet histogramme limité ainsi affiné va subir un jeu de règles
permettant la détermination de la brillance WL.
La cinquième étape concerne la détermination du contraste WW. Cette valeur peut être obtenue d'une manière connue par l'homme du métier en faisant intervenir la valeur WL et d'éventuels paramètres connus à priori et dépendants de l'utilisateur. Selon un mode de mise en oeuvre de l'invention, le contraste WW peut également être déterminé indépendamment de WL. On utilise dans ce cas le coefficient d'atténuation moyen (.tmoyen) dépendant du spectre. D'une façon générale, le WW ainsi obtenu est fonction du
spectre, car proportionnel à,t moyen.
L'obtention de WL et WW (indépendamment de WL) équivaut en fait à une opération d'auto-contraste pouvant être utilisé dans un
procédé de perception des contrastes en épaisseur invariante.
Un but de ce procédé est de rendre la perception des contrastes indépendante des conditions d'acquisition et de l'objet. Pour deux objets d'épaisseurs différentes, on veut que quelque soit les conditions d'acquisition, le contraste perçu sur l'image reste fidèle à
leur différence d'épaisseurs réelles.
En d'autres termes, on veut qu'une épaisseur donné représente toujours un même perçu de contraste quelque soit l'objet et les
conditions d'acquisition.
En effet, au cours d'une acquisition d'image, les éléments physiques font que le spectre transforme l'épaisseur réelle de l'objet en
épaisseur radiologique entraînant ainsi un perçu de contraste infidèle.
C'est un effet d'atténuation exponentielle. On compense cet effet en introduisant sur une chaîne image, un étage de changement d'espace afin d'annuler l'atténuation exponentielle due à l'interaction des rayons X avec l'objet en employant une fonction logarithmique modifiée. Le changement d'espace permet de quitter l'espace exponentiel pour
passer dans l'espace des épaisseurs radiologiques.
On introduit également un étage de visualisation permettant de passer de l'espace des épaisseurs radiologiques vers l'espace des épaisseurs réelles. Ce changement d'espace est possible car WW est proportionnel au coefficient d'atténuation linéaire moyen de l'objet
étudié et indépendant de WL.
D'autres avantages et caractéristiques de l'invention
apparaîtront à l'examen de la description détaillée d'un mode de mise
en oeuvre nullement limitatif, et des dessins annexés sur lesquels: - la figure 1 est un organigramme d'un mode de mise oeuvre du procédé selon l'invention, - la figure 2 illustre l'histogramme limité par rapport à l'histogramme réel, - la figure 3 illustre une façon de choisir WL, - la figure 4 décrit le procédé d'obtention d'un contraste
invariant.
Bien que l'invention ne soit pas limitée, on va maintenant décrire l'application du procédé selon l'invention à la détermination automatique de la brillance WL et du contraste WW pour une mammographie. La première étape met en oeuvre un modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet avec en données d'entrée les paramètres suivants: - épaisseur du sein comprimé et paramètres du positionneur (incidence de la prise de vue, facteur d'agrandissement, type de pelote de compression utilisée, épaisseur de l'objet, force de compression, ) comme paramètres du positionneur, - paramètres du détecteur (relation entre le flux de rayons X reçu sur le détecteur et les niveaux de gris de l'image produite,...) paramètres d'acquisition (piste, filtre, kV, mAs,...) - paramètres d'objet (épaisseur mécanique du sein, valeurs minimum gmin et maximum gmax du coefficient d'atténuation linéaire
de l'objet,...).
Le sein étant principalement composé de tissus fibreux et adipeux, si l'on n'a aucune information sur la composition du sein, on
peut estimer gtmin et rmax en faisant deux suppositions extrêmes.
p.min correspond au coefficient d'atténuation linéaire des tissus les moins atténuants de l'objet (tissus adipeux pour le sein) pour les énergies du spectre de rayons X déterminé par les paramètres d'acquisition. tmax peut être estimé de deux manières: d'une part comme gmin, en considérant que gmax correspond au coefficient d'atténuation linéaire des tissus les plus absorbants de l'objet (fibres pour le sein) pour les énergies du spectre de rayons X déterminé par les paramètres d'acquisition; d'autre part d'une manière plus précise à partir d'un modèle mathématique de la chaîne image, de l'épaisseur mécanique du sein comprimé, des paramètres d'acquisition et d'une quantité de photons obtenue à la suite d'une prépose réalisée sur une zone de' densité maximum (qui permet d'estimer la valeur du coefficient d'atténuation linéaire correspondant à la zone la plus atténuante de l'objet). L'ensemble de paramètres introduit dans le modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet permet d'avoir à la
sortie deux valeurs de niveaux de gris: gris min et gris max (fig. 2).
Ces deux valeurs délimitent en fait la zone utile qui est une zone de niveaux de gris se rapportant réellement au sein. En effet grâce aux deux valeurs extrêmes de la composition du sein gmin et gmax, on a obtenu une zone délimitée par deux valeurs extrêmes gris min et gris max en dehors de laquelle les niveaux de gris ne correspondent pas au sein. Plus précisément, la partie de niveaux de gris inférieurs à gris min correspond à des objets plus atténuants que l'objet d'intérêt, et la partie de niveaux de gris supérieurs à gris max correspond au fond de l'image. Cette étape est une étape de segmentation car elle permet de
délimiter la zone utile.
On effectue alors une mise en correspondance entre les deux valeurs gris min et gris max et un histogramme issu de l'image radiographique du sein (histogramme réel). Plus précisément, on élimine la partie inférieure à gris min et la partie supérieure à gris max de façon à ne conserver que la zone utile: histogramme limité
(fig. 2).
La brillance WL est une valeur incluse dans la zone utile et
peut être obtenue de plusieurs façons.
Une manière d'obtention de WL est l'application d'un jeu de règles préétablies à l'histogramme limité. Un jeu de règles peut comprendre: détermination du niveau de gris correspondant au maximum
de l'histogramme limité.
- conservation d'une quantité de x% (typiquement 95%) des occurrences dudit histogramme limité à droite du maximum, et x% également des occurrences à gauche du maximum: on obtient ainsi un histogramme reconstruit - la détermination de WL en tant que valeur médiane de
l'histogramme reconstruit (fig. 3).
Il est également possible d'obtenir WL avec une meilleure précision en faisant précéder l'étape de jeu de règles d'une étape de mise en correspondance. Cette étape fait intervenir un modèle mathématique de l'histogramme dans lequel: - la forme du sein est un cylindre généré par rotation autour d'un axe, d'un rectangle dont l'un des petits côtés est fermé par un
demi-cercle de diamètre égal à la longueur de ce petit côté.
- la composition du sein est homogène, par exemple 100 % de graisse -on établit un histogramme qui correspond à la probabilité en fonction de l'épaisseur radiologique du sein - le maximum de l'histogramme obtenu représente l'épaisseur maximum du sein qui, multiplié par le coefficient d'atténuation donne l'épaisseur radiologique maximum correspondant au tissu
adipeux (graisse).
La mise en correspondance des deux histogrammes (modèle mathématique et histogramme limité) permet de déterminer sur l'histogramme limité la valeur de l'épaisseur radiologique maximum
correspondant au tissu adipeux dans le sein.
Ceci permet donc de déterminer les valeurs d'épaisseur
radiologique des différents composants du sein.
Cette mise en correspondance est réalisée en employant une méthode de minimisation d'erreurs entre deux fonctions comme par
exemple la méthode des moindres carrés.
On peut ensuite appliquer un jeu de règles adéquat afin de déterminer WL. Par exemple WL=ct.E avec E représentant la valeur de l'épaisseur radiologique obtenue à partir du modèle mathématique de l'histogramme. L'étape suivante correspond à la détermination de WW en utilisant WL. On obtient WW à partir d'une fonction faisant intervenir donc WL et éventuellement d'autres paramètres, notamment un paramètre G (fig. 3) qui est choisi par l'utilisateur. Ce paramètre G rend donc ce procédé adaptable à chaque utilisateur WW = g(WL, G) g étant une fonction qui à partir de WL et G détermine WW qui représente donc une gamme de niveau de gris autour de WL Il est également possible de déterminer WW indépendamment
de WL.
On détermine d'abord gmoyen à partir des informations tirées de l'histogramme limité. Comme exemple, on peut prendre le P correspondant à la valeur médiane de l'histogramme limité comme gmoyen. Ensuite, on utilise une loi faisant intervenir une constante Cte afin d'en déduire WW: WW = Cte.t (spectre) Cette relation est vraie dans un cas monoénergétique mais d'une façon générale, WW est fonction du spectre WW = f (spectre) L'opération d'auto contraste est ainsi réalisée puisque WL et
WW sont établis.
On va maintenant décrire la façon dont la perception du contraste d'une différence d'épaisseur reste invariante quels que soient
les moyens d'acquisition et les objets conformément à la figure 4.
L'intervention des rayons X avec l'objet entraîne une atténuation exponentielle de l'intensité I au niveau de l'image I = Io exp (-Slgdl) Io est une constante, 1 représente une grandeur infinitésimale qui correspond à une distance le long du trajet reliant le foyer du
rayon X et le détecteur.
f gdl représente l'épaisseur radiologique pour une zone
donnée d'un objet.
C'est cette quantité qui nous intéresse. Pour l'obtenir, on réalise une opération de pré-lut (look-up table) permettant de compenser l'atténuation exponentielle en utilisant une fonction logarithmique modifiée. Elle est dite modifiée car les niveaux de gris les plus bas sont transformés selon une rotation linéaire alors que la fonction logarithmique intervient progressivement pour les autres
niveaux de gris.
On se trouve ainsi dans l'espace des épaisseurs radiologiques dans lequel une épaisseur radiologique peut être notée gH avec H
l'épaisseur réelle.
On veut finalement réaliser un changement d'espace pour se
retrouver dans l'espace des épaisseurs réelles.
L'autocontraste nous fournit les valeurs WW et WL que l'on introduit au niveau d'une lut de visualisation. Ladite lut de visualisation permet d'éliminer It. Dans le cas d'une image
monoénergétique, cette opération revient à une division par pt.
Cette opération est possible car WW est proportionnel à pt.
Le résultat ainsi obtenu peut être introduit dans le système de visualisation standard DICOM (Grayscale Standard Display Function, supplément 28) connu par l'homme du métier afin de visualiser l'image
(fig. 4).
Claims (8)
1. Procédé d'acquisition d'une image radiographique numérique d'un objet, comprenant un histogramme de l'image
radiographiée (histogramme réel), un modèle mathématique de la chaî-
ne image et de l'objet obtenu par calibration, caractérisé par le fait que: a) on se sert du modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet et d'un ensemble de paramètres d'acquisition, du détecteur, du positionneur et d'objet pour déterminer deux valeurs de niveau de gris, gris min et gris max délimitant une zone utile, b) on supprime dans l'histogramme réel la partie inférieure à gris min et la partie supérieure à gris max: histogramme limité, c) on applique un jeu de règles audit histogramme limité afin de déterminer le niveau de brillance WL, d) on obtient le contraste WW soit à partir de WL et éventuellement d'un ou plusieurs paramètres choisis par l'utilisateur ou fixés a priori, soit à partir d'un coefficient d'atténuation moyen de
l'image indépendamment de WL.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que le coefficient d'atténuation linéaire minimum glmin de l'objet est estimé à partir de valeurs connues du coefficient d'atténuation linéaire des tissus les moins atténuants de l'objet (tissus adipeux pour le sien) pour les énergies du spectre de rayons X déterminé par les paramètres d'acquisition et permet avec les paramètres du détecteur, les paramètres du positionneur, les paramètres d'acquisition et les paramètres de l'objet, au travers d'un modèle mathématique de la
chaîne image et de l'objet, de déterminer gris nlax.
3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par le fait que le coefficient d'atténuation linéaire maximum (tmax) de l'objet est estimé soit à partir de valeurs connues du coefficient d'atténuation linéaire des tissus les plus atténuants de l'objet (tissus fibreux pour le sein) pour les énergies du spectre de rayons X déterminé par les paramètres d'acquisition, soit de manière plus précise à partir de ll l'épaisseur mécanique du sein comprimé, des paramètres d'acquisition, du modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet et d'une quantité de photons obtenue à la suite d'une prépose réalisée sur une zone de densité maximum de l'objet, et permet avec les paramètres du détecteur, les paramètres du positionneur, les paramètres d'acquisition et les paramètres de l'objet, au travers d'un modèle mathématique de la chaîne image et de l'objet, de déterminer gris min.
4. Procédé selon l'une quelconque des revendications
précédentes, caractérisé par le fait que la limitation de l'histogramme fait intervenir deux niveaux de gris (gris min et gris max) encadrant une zone de niveaux de gris dans laquelle la brillance WL est déterminée.
5. Procédé selon l'une quelconque des revendications
précédentes, caractérisé par le fait qu'on réalise une mise en correspondance entre l'histogramme limité et un modèle mathématique de l'histogramme afin de déterminer la valeur d'une épaisseur
radiologique caractérisant l'objet.
6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé par le fait que la mise en correspondance entre l'histogramme limité et le modèle mathématique de l'histogramme s'effectue en appliquant une méthode
de minimisation d'erreurs entre deux fonctions.
7. Procédé selon l'une quelconque des revendications
précédentes, caractérisé par le fait que lorsque le contraste WW est obtenu indépendamment de la brillance WL, on introduit les valeurs
WW et WL dans une chaîne d'acquisition comportant un étage (Pre-
lut) de compensation de l'effet d'atténuation exponentielle du rayonnement en utilisant une fonction logarithmique modifiée, de sorte que la perception du contraste d'une différence d'épaisseur donnée
reste invariante quelques soient les moyens d'acquisition.
8. Procédé selon la revendication 7, caractérisé par le fait que WL et WW interviennent sur un étage de visualisation de telle sorte que les signaux sortants dudit étage (Pre-lut) de compensation (espace des épaisseurs radiologiques) sont dimensionnés dans l'espace des
épaisseurs réelles.
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
FR9814996A FR2786589B1 (fr) | 1998-11-27 | 1998-11-27 | Procede de determination automatique du contraste et de la brillance d'une image radiographique numerique |
EP99309468A EP1004984A1 (fr) | 1998-11-27 | 1999-11-26 | Procédé de détérmination automatique du contraste et de la brilliance d'une image radiographique numerique |
US09/450,489 US6718056B1 (en) | 1998-11-27 | 1999-11-29 | Method of automatic determination of the contrast and brightness of a digital radiographic image |
JP11337337A JP2000209502A (ja) | 1998-11-27 | 1999-11-29 | デジタル放射線画像のコントラストと明るさを自動的に決定する方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
FR9814996A FR2786589B1 (fr) | 1998-11-27 | 1998-11-27 | Procede de determination automatique du contraste et de la brillance d'une image radiographique numerique |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
FR2786589A1 true FR2786589A1 (fr) | 2000-06-02 |
FR2786589B1 FR2786589B1 (fr) | 2001-04-27 |
Family
ID=9533300
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
FR9814996A Expired - Fee Related FR2786589B1 (fr) | 1998-11-27 | 1998-11-27 | Procede de determination automatique du contraste et de la brillance d'une image radiographique numerique |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6718056B1 (fr) |
EP (1) | EP1004984A1 (fr) |
JP (1) | JP2000209502A (fr) |
FR (1) | FR2786589B1 (fr) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR2814666A1 (fr) | 2000-07-07 | 2002-04-05 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede et appareil d'examen d'un sein par injection d'un produit de contraste |
FR2823433A1 (fr) | 2002-05-07 | 2002-10-18 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede et appareil d'examen d'un sein par injection d'un produit de contraste |
Families Citing this family (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6094152A (en) * | 1998-12-23 | 2000-07-25 | Siemens Medical Systems, Inc. | Algorithm for A/D window control for electronic portal image acquisition in a radiotherapy system |
US6983083B2 (en) * | 2001-02-13 | 2006-01-03 | Eastman Kodak Company | Image specific perceived overall contrast prediction |
AU2002351092A1 (en) * | 2001-12-05 | 2003-06-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method to measure the entrance dose of a radiology apparatus |
US7203348B1 (en) | 2002-01-18 | 2007-04-10 | R2 Technology, Inc. | Method and apparatus for correction of mammograms for non-uniform breast thickness |
FR2847698B1 (fr) * | 2002-11-27 | 2005-05-06 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede de gestion de la dynamique d'une image radiologique numerique |
FR2854974B1 (fr) * | 2003-05-14 | 2005-07-08 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede d'amelioration de contraste/luminosite d'images radiographiques |
JP2005117590A (ja) * | 2003-10-10 | 2005-04-28 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像検出処理装置 |
FI115183B (fi) * | 2003-10-15 | 2005-03-15 | Instrumentarium Corp | Menetelmä digitaalisten harmaasävykuvien näyttämiseksi halutussa tummuusasteessa näyttölaitteen ruudulla ja näyttölaite |
US20050111756A1 (en) * | 2003-11-25 | 2005-05-26 | Turner Robert W. | System and method for generating coherent data sets of images from various sources |
US7809188B1 (en) * | 2006-05-11 | 2010-10-05 | Texas Instruments Incorporated | Digital camera and method |
CN100502465C (zh) * | 2006-10-19 | 2009-06-17 | 四川长虹电器股份有限公司 | 图像灰度直方图均衡化处理方法 |
US7490988B1 (en) | 2008-03-19 | 2009-02-17 | General Electric Company | Systems and methods for patient specific pixel spacing calibration for mammography X-ray |
US8693743B1 (en) | 2010-02-19 | 2014-04-08 | Olive Tree Media, LLC | Analysis and display of multiple biomarker co-expression in cells and tissues |
JP6105903B2 (ja) * | 2012-11-09 | 2017-03-29 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、放射線撮影システム及びプログラム |
KR102154734B1 (ko) * | 2013-06-10 | 2020-09-10 | 삼성전자주식회사 | 의료 영상 촬영 방법 및 장치, 및 개인화된 파라미터 값의 생성 방법 |
CN109300108B (zh) * | 2018-07-27 | 2021-06-18 | 昆明理工大学 | 一种基于统计和多高斯的日面亮度分析方法 |
CN110916693B (zh) * | 2019-11-01 | 2024-03-26 | 东软医疗系统股份有限公司 | 成像方法、装置、探测器及x射线摄像系统 |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3214725A1 (de) * | 1982-04-21 | 1983-10-27 | Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg | Verfahren und anordnung zum zuordnen der grauwerte eines bildes zu anderen grauwerten |
US4887305A (en) * | 1987-03-20 | 1989-12-12 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of adjusting read-out conditions for radiation image |
EP0374328A1 (fr) * | 1988-12-23 | 1990-06-27 | Shimadzu Corporation | Equipement pour la photographie par rayons x |
US5696805A (en) * | 1996-09-17 | 1997-12-09 | Eastman Kodak Company | Apparatus and method for identifying specific bone regions in digital X-ray images |
WO1998037738A1 (fr) * | 1997-02-21 | 1998-08-27 | Direct Radiography Corp. | Traitement de donnees d'image pour detecteur numeriques de rayons x |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3408848B2 (ja) * | 1993-11-02 | 2003-05-19 | 株式会社日立メディコ | 散乱x線補正法及びx線ct装置並びに多チャンネルx線検出器 |
FR2712415B1 (fr) * | 1993-11-09 | 1995-12-22 | Ge Medical Syst Sa | Procédé de repérage automatique de points d'intérêt lors d'un examen de stéréotaxie en mammographie. |
JP3597918B2 (ja) * | 1995-09-11 | 2004-12-08 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置 |
-
1998
- 1998-11-27 FR FR9814996A patent/FR2786589B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-11-26 EP EP99309468A patent/EP1004984A1/fr not_active Withdrawn
- 1999-11-29 US US09/450,489 patent/US6718056B1/en not_active Expired - Fee Related
- 1999-11-29 JP JP11337337A patent/JP2000209502A/ja active Pending
Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3214725A1 (de) * | 1982-04-21 | 1983-10-27 | Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg | Verfahren und anordnung zum zuordnen der grauwerte eines bildes zu anderen grauwerten |
US4887305A (en) * | 1987-03-20 | 1989-12-12 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of adjusting read-out conditions for radiation image |
EP0374328A1 (fr) * | 1988-12-23 | 1990-06-27 | Shimadzu Corporation | Equipement pour la photographie par rayons x |
US5696805A (en) * | 1996-09-17 | 1997-12-09 | Eastman Kodak Company | Apparatus and method for identifying specific bone regions in digital X-ray images |
WO1998037738A1 (fr) * | 1997-02-21 | 1998-08-27 | Direct Radiography Corp. | Traitement de donnees d'image pour detecteur numeriques de rayons x |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR2814666A1 (fr) | 2000-07-07 | 2002-04-05 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede et appareil d'examen d'un sein par injection d'un produit de contraste |
US6714621B2 (en) | 2000-07-07 | 2004-03-30 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | Method and apparatus for radiological examination by injection of a contrast medium |
FR2823433A1 (fr) | 2002-05-07 | 2002-10-18 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede et appareil d'examen d'un sein par injection d'un produit de contraste |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP1004984A1 (fr) | 2000-05-31 |
FR2786589B1 (fr) | 2001-04-27 |
JP2000209502A (ja) | 2000-07-28 |
US6718056B1 (en) | 2004-04-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
FR2786589A1 (fr) | Procede de determination automatique du contraste et de la brillance d'une image radiographique numerique | |
EP1410327B1 (fr) | Procede et systeme pour produire des informations formatees liees aux defauts d'au moins un appareil d'une chaine, notamment au flou | |
DE112010003988B4 (de) | Verfahren und System zur Transformation eines digitalen Bildes von einem Bild mitniedrigem Dynamikumfang (Low Dynamic Range, LDR) in ein Bild mit hohem Dynamikumfang (High Dynamic Range, HDR) | |
JPH10509817A (ja) | 信号復元方法および装置 | |
FR2803069A1 (fr) | Procede et systeme de compensation de l'epaisseur d'un organe | |
EP0478406B1 (fr) | Procédé de correction des mesures de densité optique effectuées sur un film radiographique | |
FR2862789A1 (fr) | Procede et systeme de traitement d'images de tomosynthese | |
CN104166971B (zh) | 一种ct图像重建的方法 | |
CN102203826A (zh) | 医学图像的降噪 | |
FR2786388A1 (fr) | Procede de detection d'un tissu de nature determinee en radiologie numerique et son utilisation pour le reglage des parametres d'exposition | |
WO2007059602A1 (fr) | Procede et systeme permettant d'ameliorer les images numeriques | |
US20090268953A1 (en) | Method for the automatic adjustment of image parameter settings in an imaging system | |
JP2007530132A (ja) | コンピュータ断層撮影画像を向上させるための方法、コンピュータプログラムプロダクトおよび装置 | |
EP3149705B1 (fr) | Procédé et dispositif d'estimation d'un indice de qualité d'une image 3d d'une pièce de matériau composite | |
US7333669B2 (en) | Selecting an image processing path to provide desired noise | |
FR2848007A1 (fr) | Procede et systeme pour accentuer une image de tomosynthese en utilisant un filtrage transversal | |
CN108292430A (zh) | 用于对功能医学成像中的定量图生成进行自动优化的方法 | |
FR2967520A1 (fr) | Procede de traitements d'images radiologiques d'un patient | |
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 | |
FR2827059A1 (fr) | Procede de determination automatique de parametres d'annulation de structure pour imagerie radiographique a double energie | |
US20090244636A1 (en) | Systems and method for optical scatter imaging of latent image plates | |
JP4486784B2 (ja) | ノイズ低減方法 | |
EP1267206A2 (fr) | Méthode de détermination du bruit apparent dans les images | |
Rao et al. | A hybrid method for improving the luminosity and contrast of color retinal images using the JND model and multiple layers of CLAHE |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
ST | Notification of lapse |
Effective date: 20100730 |