FR2819677A1 - Reglage et optimisation automatiques de l'exposition en radiographie numerique par rayons x - Google Patents
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Abstract
Réglage automatique d'exposition pour système de radiographie par rayons X utilisant un détecteur (26) de rayons X à semi-conducteur à grande surface, comprenant une commande d'exposition (36, 34) conçue pour générer des données intéressantes parmi les données générées par le détecteur et pour ajuster la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en réponse à des données intéressantes de façon qu'une image radiographique par rayons X d'un patient soit générée en utilisant le niveau prédéterminé.
Description
REGLAGE ET OPTIMISATION AUTOMATIQUES DE L'EXPOSITION EN
RADIOGRAPHIE NUMERIQUE PAR RAYONS X
L'invention relève du domaine des systèmes d'imagerie par rayons X, et concerne en particulier la commande et l'optimisation automatiques d'exposition pour des systèmes à rayons X. Le réglage automatique d'exposition (RAE) est utilisé dans les équipements d'imagerie par rayons X pour régler l'exposition par image. Le but consiste à préserver la qualité de l'image tout en limitant l'exposition du patient. Le
RAE produit un signal proportionnel au flux de rayons X vers le récepteur d'images.
Le signal sert à réguler l'exposition totale pour chaque image soit en arrêtant l'exposition soit en réglant la vitesse du flux de rayons X. Dans cette utilisation, la
technique par rayons X (kVp, filtre spectral, foyer, etc.) est prescrite par l'opérateur.
Souvent, ceux-ci sont préétablis et choisis en fonction de la taille et de l'anatomie du patient dont une image est à réaliser. Ainsi, le rôle du RAE consiste à réguler
l'exposition totale appropriée.
On utilise actuellement plusieurs procédés de réglage automatique d'exposition. L'un de ceux-ci utilise un détecteur de chambre d'ionisation placé entre le patient et le détecteur pour imagerie médicale. Le détecteur de chambre d'ionisation peut être composé de plusieurs chambres séparées, auquel cas le signal de réglage d'exposition peut provenir de n'importe quelle chambre individuelle ou d'une combinaison de chambres. Un inconvénient de ce type de détecteur est qu'une partie du rayonnement qui, autrement, contribuerait à fournir des signaux dans le
récepteur d'image est perdue en raison de l'atténuation dans la chambre d'ionisation.
De telles chambres doivent en outre être construites avec le plus grand soin pour que toute variation d'absorption sur leur surface soit suffisamment faible pour éviter des
artefacts sur l'image détectée.
Dans un autre procédé de RAE, une chambre d'ionisation est placée derrière le récepteur d'images. Dans cette position, le récepteur n'intercepte pas de rayons X servant à l'imagerie, mais le rayonnement disponible, et donc le signal dans la chambre d'ionisation, est réduit par suite d'une atténuation dans le récepteur
d'images et les éventuels éléments d'habillage ou de protection correspondants.
L'épaisseur de la chambre d'ionisation pourrait être accrue pour améliorer sa sensibilité, mais cela rendrait plus encombrant le système d'imagerie. Certains systèmes de RAE emploient un écran à scintillation couplé à un détecteur de lumière
à la place de la chambre d'ionisation.
Un autre procédé de RAE, utilisé avec des systèmes à base d'intensificateurs de luminance, recueille à la sortie de l'amplificateur de luminance une partie de la lumière venant du portillon d'image et détecte le niveau de luminance à l'aide d'un photodétecteur. Un inconvénient de ce procédé de RAE est que le dispositif d'interception de lumière est placé sur le trajet de l'image. Cela risque d'aboutir, dans certaines situations d'imagerie, à une perturbation de l'image
par le dispositif d'interception.
Les systèmes d'imagerie par rayons X qui emploient un détecteur de rayons X à semi-conducteur à grande surface, par exemple celui décrit dans le brevet des E.U.A. n 4 996 413 intitulé "Apparatus And Method For Reading Data from An Image Detector", ne peut pas utiliser le procédé de RAE employé dans les systèmes à amplificateur de luminance. Contrairement à un système à amplificateur de luminance, il n'y a aucune image lumineuse miniaturisée dont la lumière puisse être commodément interceptée. Par ailleurs, l'un des objectifs théoriques lorsqu'on utilise des détecteurs à semi-conducteur à grande surface consiste à réduire le volume du boîtier du détecteur. De ce fait, l'utilisation d'une chambre d'ionisation placée en
avant ou arrière du détecteur d'image devient moins souhaitable.
Le brevet des E.U.A. n 5 751 783 décrit un réglage automatique
d'exposition pour un système à rayons X utilisant un détecteur de rayons X à semi-
conducteur à grande surface comportant une série de photodiodes situées derrière le détecteur d'image radiologique pour mesurer les photons qui traversent celui-ci. Les courants obtenus à partir de certaines photodiodes choisies sont combinés pour produire un signal servant à régler l'exposition aux rayons X. La technique radiologique est choisie avant la réalisation d'une image d'un patient à partir d'une connaissance a priori de la taille du patient et d'un examen anatomique. Souvent, ces tables techniques sont fournies par le fabricant de l'équipement et il est fréquent qu'elles ne soient pas optimisées ni idéales pour un patient ou une anatomie particuliers. D'autres fois, l'opérateur ne sélectionne pas la
bonne vue anatomique ou la bonne taille d'un patient dont une image est à réaliser.
Le résultat peut être une image d'une mauvaise qualité ou une mauvaise exposition du patient. On a besoin d'un moyen automatique pour optimiser la technique de
radiographie et le réglage de l'exposition.
La forme de réalisation préférée est utile pour régler l'exposition dans un système de radiographie par rayons X qui génère une image radiologique d'un patient, tout en régulant la dose de rayons X reçue par un patient pour générer une image. Dans un tel environnement, une forme de réalisation d'appareil comprend une source de rayons X et un détecteur numérique conçu pour générer des données de détection en réponse aux rayons X. Une commande d'exposition est conçue pour générer des données intéressantes dans les données de détection et pour ajuster la technique et/ou la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en réponse aux données intéressantes de façon que l'image soit produite à un niveau prédéterminé de
qualité d'image.
Un procédé comparable fait également partie d'une autre forme de réalisation. A l'aide des techniques évoquées ci-dessus, la qualité de l'image peut être améliorée tout en limitant la dose de rayons X subie par le patient. De plus, le coût du système est réduit en supprimant la nécessité d'une chambre d'ionisation, et le temps consacré à l'étalonnage du système, de même que les erreurs commises par les opérateurs, sont également réduites. Les techniques produisent un signal de RAE sans produire d'artefacts d'image ni accroître sensiblement le temps total
d'acquisition ou accroître notablement la dose de rayons X subie par le patient.
L'invention et nombre des avantages qui s'y attachent apparaîtront
facilement plus clairement en référence à la description détaillée ciaprès, faite en
considération des dessins annexés, sur lesquels: la Figure 1 est un schéma de principe d'une forme préférée d'un système de radiographie par rayons X employant une forme préférée de réalisation de l'invention; et la Figure 2 est un chronogramme illustrant un mode de
fonctionnement du système représenté sur la Figure 1.
Considérant tout d'abord la Figure 1, un système de radiographie 14 par rayons X comprend un tube 15 à rayons X qui, lorsqu'il est excité par une source 16 de courant, émet un faisceau 17 de rayons X. Comme illustré, le faisceau de rayons X est dirigé vers un patient 18 allongé sur une table 20 laissant passer les rayons X. La partie du faisceau qui passe à travers la table et le patient frappe un système de détecteur 22 de rayons X. Le système de détecteur 22 de rayons X comporte un scintillateur 24 qui convertit les photons des rayons X en photons à niveau d'énergie inférieur dans le spectre visible. Au voisinage immédiat du scintillateur 24 se trouve une série 26 de photodétecteurs d'image qui convertissent les photons lumineux en signal électrique. Un dispositif de commande 27 de détecteurs contient un circuit électronique servant à faire fonctionner la série 26 de détecteurs pour acquérir une image et extraire le signal de chaque élément photodétecteur. Le signal de sortie de la série 26 de photodétecteurs d'image est appliqué à un processeur 28 d'image qui comporte des circuits pour intercepter, traiter et enrichir le signal d'image radiologique. L'image traitée est affichée sur un écran vidéo 32 et peut être stockée dans un dispositif de stockage 30 d'images. Une commande 36 de système et de détecteurs d'image, qui reçoit des instructions de l'utilisateur par l'intermédiaire d'un panneau d'interface 38 d'opérateur, comportant un commutateur de préparation 39 et un commutateur d'exposition 41, régit l'ensemble du fonctionnement de l'appareil de radiographie 14. Un voyant 43 est
allumé pendant divers modes de fonctionnement décrits plus loin.
La série 26 de photodétecteurs d'image est constituée par des dispositifs en silicium amorphe sur un substrat en verre. Une partie de la lumière provenant du scintillateur 24 traverse ces dispositifs au silicium et les espaces entre eux. De plus, une partie des rayons X passe à la fois à travers le scintillateur 24 et la série 26 de photodétecteurs d'image. Le signal de sortie de la série 26 est également
appliqué à un circuit de commande d'exposition 34.
D'une façon générale, la forme de réalisation préférée utilise une image préalable fournie par le détecteur numérique 26. L'image préalable est obtenue à partir d'une faible dose de rayons X survenant avant l'exposition aux rayons X qui aboutit à l'image d'un patient. Le nombre, l'emplacement et les dimensions des régions intéressantes (ROI) sur l'image préalable servent au réglage de l'exposition et sont définis sur la base d'une Anatomie/Vue donnée ou sont calculés automatiquement à partir des données d'image créées dans le détecteur 26. Une image du thorax constitue une vue d'anatomie typique. Ainsi, le "champ de vue" du RAE peut être ajusté pour différents procédés d'imagerie en combinant d'une manière sélective le signal provenant d'une ou plusieurs ROI de forme et de
dimensions voulues.
On peut utiliser différents algorithmes à base d'images pour obtenir les ROI appropriés. La solution la plus simple consiste à créer les ROI qui ont les mêmes dimensions et la même forme que les cellules d'une chambre d'ionisation (bien qu'aucune chambre d'ionisation ne soient utilisée dans la forme de réalisation préférée). Dans ce cas, la moyenne des signaux de radiographie par rayons X dans les chambres d'ionisation sélectionnées est calculée. Le détecteur de rayons X est étalonné de façon que les valeurs de gris d'une image puissent être converties en niveau d'exposition par l'intermédiaire d'une fonction de transfert de facteur de conversion: Exposure (mR) = Fl (graylevel) Pour le détecteur considéré ici, cette fonction est linéaire, mais la pente et l'interception dépendent du spectre d'énergie des rayons X. Pour calculer les mAs nécessaires de la prise de vue à dose complète, on réduit la valeur de mAs de l'image préalable par la valeur moyenne de gris mesurée de l'image préalable et le niveau d'exposition souhaité dans les valeurs de gris converties: MAs nécessaires = preshot_mAs * Fl (desired_exposure) /preshot_ROI_graylevel (1) On considère le cas dans lequel on utilise une image préalable à valeur de mAs (milliAmpères-seconde) de 0,1 avec des valeurs données de tension de pointe en kvp, de dimension de foyer, de mA, etc., et le niveau d'exposition détecté souhaité est de 3,4 gR. Le système a été étalonné de façon que le facteur de conversion soit connu comme étant de 300 comptes/t_R. La valeur moyenne a été calculée dans la ROI représentant l'emplacement des chambres d'ionisation comme étant de 50 comptes. Ainsi, à l'aide de l'équation (1), on calcule mAs nécessaires = 0,1 * (300*3,4)/50 = 2,04 La commande d'exposition demande alors au système de fonctionner
à la valeur de mAs nécessaires.
Après la sollicitation du commutateur de préparation 39, le système définit les paramètres d'image préalable d'après les paramètres ci-après, prescrit par un utilisateur du système: Anatomie/Vue, choix de Dose pour le Client, et Taille du Patient. Globalement, la taille du patient est limitée à trois catégories, petite, moyenne ou grande. L'utilisateur entre les paramètres à partir de l'interface 38 d'opérateur. Les paramètres d'image préalable comprennent la technique d'exposition par rayons X, le réglage du détecteur et la synchronisation entre les deux. La technique d'exposition aux rayons X comporte les paramètres kV, mA, mAs et de nombreux autres paramètres connus des radiologues. Le réglage du détecteur comporte le réglage du décalage et le délai de lecture. Par l'intermédiaire de
l'interface 38, un utilisateur entre tous les paramètres d'image préalable.
Après la sollicitation du commutateur d'exposition 41, le système exécute les étapes suivantes: génération d'une image décalée; acquisition d'une image préalable; calcul de la dose optimale de rayons X, par exemple par réglage du temps d'exposition; et génération d'une image d'exposition ou image finale sur la base de
la dose optimale de rayons X calculée.
Le système calcule le temps d'exposition sur la base d'un rapport signal/bruit (SNR) requis en exécutant les étapes suivantes: mémorisation de la valeur requise SNRreq pour une Anatomie/Vue particulières; mesure de SNRmeas sur l'image préalable à l'intérieur de ROI prédéfinies (ou calculées); calcul du rapport SNRreq/SNRmeas = K, SNR -vT; et
calcul de Texp = K2 x Tpreshot.
Les termes ci-dessus ont les significations suivantes: SNR désigne le rapport signal/bruit; K désigne le rapport prédéfini de l'exposition finale à l'exposition préalable; et T désigne le temps d'exposition de l'impulsion de rayons X. L'image préalable peut être acquise sous la forme d'une matrice de dimensions réduites (par exemple 128 x 128 pixels) pour le même champ de vue (FOV) afin de limiter le plus possible le temps supplémentaire. Une matrice de
dimensions complexes peut par exemple être de 2 000 x 2 000 pixels.
Par exemple, la technique de radiographie avec image préalable est définie comme étant la valeur prédéterminée de kVp avec un temps d'exposition destiné à se "loger" dans la fenêtre d'exposition préalable (< 10 ms (millisecondes)) et la valeur de mA pour fournir la dose requise (5 à 10% d'une dose "normale" utilisée pour générer une image diagnostique d'un patient). Autrement dit, la dose de rayons X pendant l'exposition normale est 10 à 50 fois supérieure à la dose de rayons X pendant l'étape d'image préalable avant exposition. La valeur prédéterminée de kVp peut par exemple varier ordinairement de 40 à 150 kVp. La fenêtre d'exposition pour image préalable varie selon les besoins jusqu'à environ 10 millisecondes en fonction de l'anatomie sélectionnée du patient et de la vue sélectionnée. La fonction
image préalable ajoute environ 20 ms au temps total d'acquisition.
Dans une forme de réalisation simple, l'analyse pour image préalable calcule simplement des statistiques d'image sur des régions intéressantes rectangulaires qui limitent les positions instantanées de chambres d'ionisation (bien
qu'aucune chambre d'ionisation ne soit utilisée dans la forme de réalisation préférée).
La technique pour l'image finale peut être calculée pour obtenir un niveau moyen particulier visé de signal (ou dose visée) ou pour obtenir un rapport signal/bruit particulier. Des algorithmes plus élaborés peuvent analyser l'image pour localiser des éléments anatomiques particuliers. Par exemple, l'image peut être segmentée par seuillage ou analyse pour identifier les régions intéressantes afin d'effectuer une analyse statistique. Un procédé de segmentation préféré utilise un mélange d'algorithmes spatiaux et statistiques. Les zones du collimateur et du rayonnement brut sont éliminées à l'aide d'opérations morphologiques telles que des opérations de
dilatation et d'érosion avec des dimensions de noyaux préalablement choisies.
Ensuite, le contenu anatomique est délimité à l'aide d'un filtre à gradient qui identifie des limites. Avec une image à gradient, les bords ou les limites d'un objet se voient affecter une forte valeur absolue, tandis qu'une valeur 0 est attribuée aux zones plates. Un seuil de résistance de bord est calculé d'après la dose appliqué au patient par le système radiographique et les valeurs (heuristiques) attendues d'après l'anatomie du patient. Par exemple, un seuil d'image peut être calculé d'après une estimation de bruit de l'image (par exemple en utilisant un écart type dans une région plate) divisée par la dose appliquée au patient multipliée par un scalaire qui dépend de l'anatomie. On obtient à la sortie un ensemble de régions intéressantes non rectangulaires, appartenant à priori à différents éléments anatomiques. L'image est alors segmentée. Un autre algorithme de ce type est décrit dans la demande U.S. n 09/344 190, déposée le 24 juin 1999, au nom de Kenneth S. Kump, attribuée à General Electric Company et intégrée entièrement à titre de référence dans la
présente description. Les sorties de l'algorithme de segmentation sont de multiples
régions intéressantes (ROI) pour des zones anatomiques différentes. Certaines ROI sont sélectionnées sur la base d'un ensemble de règles prédéfinies utilisant les statistiques de taille, de forme et de niveau de gris telles que l'écart minimal, moyen, maximal et type. Lors de la segmentation, le système se concentre sur la zone entourant l'anatomie intéressante, et le reste de l'image peut être négligé. Par exemple, l'ensemble gorge/larynx et la colonne vertébrale forment un segment intéressant d'un patient pour l'acquisition d'une image du cou. Le système se concentre sur le segment de l'image de diagnostic médical comprenant la gorge, le larynx et la colonne vertébrale au moment de l'analyse d'une image du cou. Par exemple, les poumons et le diaphragme forment un segment intéressant sur une image de patient pour l'acquisition d'une image du thorax. Le segment de l'image de diagnostic médical comprenant les poumons et le diaphragme est identifié comme segment intéressant pour l'acquisition d'une image du thorax. L'anatomie intéressante est analysée pour identifier au moins une caractéristique parmi un ensemble de caractéristiques d'image d'anatomie, par exemple l'épaisseur d'un patient. Les caractéristiques peuvent servir à caractériser les segments anatomiques intéressants. Les segments anatomiques intéressants peuvent être caractérisés du point de vue de paramètres du patient tels que l'atténuation des segments. Les paramètres du patient peuvent également comporter les régions les plus claires et les plus sombres de l'anatomie intéressante. L'analyse peut également comporter la corrélation de données instantanées avec un patient normalisé et/ou l'utilisation d'un modèle mathématique de l'anatomie intéressante pour caractériser
des paramètres.
L'exposition optimale pour l'image finale peut être faite avec le même spectre de rayons X d'image préalable (kVp et filtre spectral), mais avec une valeur calculée de mAs (calcul de mA et de temps d'exposition choisi pour limiter le plus possible les mouvements du patient et prolonger le plus possible la durée de vie du tube). Selon une autre possibilité, l'analyse d'image préalable peut modifier le spectre des rayons X reposant sur des tableaux prédéfinis de la technique ou calculé sur la base d'une estimation de l'épaisseur du patient et sur une anatomie/vue. Ces paramètres ou réglages d'acquisition d'image servent à ajuster la visualisation dans les techniques d'acquisition par rayons X, et/ou la clarté de l'anatomie et de la pathologie concernée, tout en limitant le plus possible la dose. Par exemple, la valeur de kVp (énergie des rayons X, énergie en kilovolts du faisceau de rayons X) et les filtres spectraux peuvent être choisis pour optimiser la séparation entre tissus osseux et tissus mous dans le segment intéressant. La valeur de mAs (milliampèresseconde) et le gain du détecteur de rayons X peuvent être choisis de façon à limiter le plus possible la dose visée tout en maintenant un signal suffisant dans la zone la plus
dense du segment intéressant.
On pourrait mettre en oeuvre un algorithme plus complexe qui calcule de nouvelles valeurs de kVp, mAs, filtre spectral et temps d'exposition. Les éléments d'une image radiographique par rayons X constituent globalement une carte d'une intégrale de lignes d'atténuation de rayons X sur le passage de l'énergie des rayons X. Dans une forme de réalisation préférée, la dose de rayons X appliquée peut être déterminée par réaction à partir d'une source de rayons X. La dose de rayons X sortie détectée peut être mesurée une fois que les rayons X ont pénétré dans le patient. L'épaisseur équivalente du patient (en 2D) peut être calculée pour chaque pixel détecté dans l'image. I=I oexp(-u*x), o Io est l'exposition aux rayons X incidents, u est un coefficient d'atténuation, x est l'épaisseur du patient et I est l'exposition aux rayons X de sortie. Dans une forme de réalisation préférée, on suppose un coefficient d'atténuation qui concorde avec le tissu "moyen", par exemple l'eau. En réorganisant l'équation, on peut calculer x. Une carte de l'épaisseur d'un patient peut être calculée en utilisant x =-ln(I/Jo)/u*, o u* est le coefficient
d'atténuation supposé.
Afin de normaliser les données de patients, des cartes "médianes" d'atténuation de patients peuvent être élaborées pour des zones intéressantes (thorax, abdomen, bassin, etc.) de préférence, les cartes "médianes" d'atténuation de patients représentent le 50ème percentile d'une population. Lors d'une exposition, la carte acquise d'un patient est comparée à une carte médiane correspondante pour la zone intéressante. Dans une forme de réalisation préférée, une comparaison des cartes est faite par simple division. Des résultats numériques supérieurs à 1,0 indiquent que l'anatomie du patient est supérieure à la valeur médiane. Des résultats numériques inférieurs à 1,0 indiquent que l'anatomie du patient est plus mince que la valeur médiane. Une comparaison des cartes peut également se faire en segmentant l'image en régions et en divisant les statistiques des régions d'image. Par exemple, une image du thorax peut être segmentée en une région de poumon droit, une région de poumon gauche, une région de diaphragme, une région de cou, une région de tête, une région de colonne vertébrale et, éventuellement, un fond. L'épaisseur moyenne dans chaque région peut être calculée. L'épaisseur moyenne de chaque région peut être divisée par
les données de "patients médians".
Pour un modèle mathématique d'une anatomie, une équation mathématique bidimensionnelle est calculée et les paramètres du modèle mathématique qui en résultent sont appliqués aux nouvelles données sur l'épaisseur d'un patient. Un exemple de modèle mathématique comporte un polynôme bidimensionnel. Dans une forme de réalisation préférée, N valeurs normalisées sont mémorisées pour la région anatomique intéressante. De préférence, l'image du patient est segmentée et des valeurs normalisées de l'épaisseur de la région
anatomique intéressante sont calculées.
Pour la caractérisation de l'image segmentée, les données d'épaisseur normalisées peuvent être entrées dans une équation ou une table à consulter pour calculer kVp (kilovolts, tension du faisceau de rayons X) et mAs (milliampères-seconde, intensité du faisceau de rayons X). De préférence, la table à consulter comporte une série prédéfinie d'épaisseurs d'entrée et de valeurs de technique d'imagerie. Dans une forme de réalisation préférée, les valeurs de la table à consulter sont obtenues à l'aide de fantômes d'étalonnage de rayons X et d'essais cliniques conçus pour ajuster le rapport contraste-bruit par dose administrée à un patient. Selon une autre possibilité, on peut utiliser une équation pour calculer les valeurs voulues, par exemple kVp = A #P, o A est une matrice d'ajustement lxN et P est une matrice Nxl de paramètres du modèle. Selon une autre possibilité, P peut être une matrice Nxl de valeurs d'épaisseur pour des régions anatomiques intéressantes, prises parmi les valeurs d'épaisseur normalisées. A partir de mAs, il est possible de calculer Ma (milliampères) et un foyer d'image. Dans une forme de
réalisation préférée, la valeur de mA est calculée pour limiter le temps d'exposition.
Le fait de limiter le temps d'exposition limite également les mouvements du patient.
Le foyer le plus petit est choisi pour limiter le flou dans le foyer. Cependant, une
valeur plus élevée de mA produit ordinairement un foyer plus grand.
En référence à la Figure 2, un fonctionnement selon la forme de réalisation préférée commence lors de l'étape 1, à l'instant T1, en appuyant sur le commutateur de préparation 39 (Figure 1). Comme représenté sur la première ligne ]z de la Figure 2, des trames inactives sont générées de façon continue par une horloge
dans une unité de commande 36 afin de produire des signaux de synchronisation.
Lors de l'étape 2, pendant l'intervalle de temps A, une image décalée sombre est générée dans le détecteur 26 par suite du rayonnement du fond. Lors de l'étape 3, pendant l'intervalle de temps B, l'image décalée sombre est lue par le processeur 28 et l'unité de commande 36. Lors de l'étape 4, à l'instant T2, le temps de préparation
est terminé et le système est prêt à exécuter la séquence d'étape de l'image préalable.
Lors de l'étape 5, peu après l'instant T3, l'unité de commande 36 génère une instruction de débit de séquence. Lors des étapes 6 et 7, pendant l'intervalle de temps T, l'unité de commande 36 amène la commande d'exposition 34 et la source 16 de courant à générer une dose de préexposition de rayons X qui
passent à travers un patient 18 et qui génèrent dans le détecteur 26 une image de pré-
exposition qui aboutit à des données de pré-exposition. Les données sont conditionnées d'une manière bien connue par la valeur de décalage de préexposition obtenue en lisant l'image sombre pendant l'intervalle de temps B. Lors de l'étape 8, le voyant 43 est allumé pendant l'intervalle de temps C. Lors de l'étape 9, l'unité de commande 36 commence le traitement de l'image préalable suivant un ou plusieurs des algorithmes décrits plus haut. Lors de l'étape 10, l'unité de commande 36 fixe la dose de rayons X souhaitable en déterminant le temps d'exposition approprié aux rayons X sur la base des données
acquises pendant l'intervalle de temps C et l'exécution des algorithmes.
Lors de l'étape 11, une image décalée sombre est à nouveau générée dans le détecteur 26 du fait du rayonnement du fond. Lors de l'étape 12, pendant l'intervalle de temps D, l'image décalée sombre est lue par le processeur 28 d'unité
de commande 36.
Lors de l'étape 13, l'unité de commande 36 génère un signal 50 d'autorisation d'exposition aux rayons X, et lors de l'étape 14 l'unité de commande 36 amène la commande d'exposition 34 et la source 16 de courant à générer une dose de rayons X d'exposition qui traversent le patient 18 et génèrent une image diagnostique et des données dans le détecteur 26. Lors de l'étape 15, pendant la
génération du signal 50, le voyant 43 est allumé.
Claims (27)
1. Dans un système de radiographie (14) par rayons X, dispositif de réglage d'exposition pour générer une image radiographique par rayons X d'un patient (18) tout en régulant la dose de rayons X reçus par un patient afin de générer ladite image, comprenant: une source (15) de rayons X; un détecteur numérique (22) conçu pour générer des données de détection en réponse auxdits rayons X; une commande (34, 36) d'exposition conçue pour générer des données intéressantes parmi lesdites données de détection et pour ajuster la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en réponse auxdites données intéressantes de
façon que ladite image soit générée à l'aide dudit niveau prédéterminé.
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite commande d'exposition est conçue pour générer lesdites données intéressantes
en segmentant lesdites données de détection.
3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé par le fait que ladite commande d'exposition est conçue pour segmenter lesdites données par
analyse par seuillage.
4. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé par le fait que ladite commande d'exposition est conçue pour segmenter lesdites données par
analyse d'histogramme.
5. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite commande d'exposition est conçue pour localiser des éléments anatomiques
dudit patient parmi lesdites données de détection.
6. Dispositif selon la revendication 1, comprenant en outre une commande de système programmée pour amener ladite commande d'exposition à générer une première dose de rayons X aboutissant à des premières données de détection, afin d'ajuster la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en réponse auxdites premières données, et pour générer une deuxième dose de rayons X audit
niveau prédéterminé afin de générer ladite image dudit patient.
7. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé par le fait que ladite deuxième dose de rayons X est 10 à 50 fois plus forte que ladite première dose de rayons X.
8. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé par le fait que ladite commande de système est programmée pour amener ladite commande d'exposition à générer ladite première dose de rayons X en 10 millisecondes ou moins.
9. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que la commande d'exposition génère les données intéressantes en appliquant des algorithmes spatiaux et statistiques aux données de détection afin de générer une ou
plusieurs régions intéressantes segmentées.
10. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé en ce que la commande d'exposition analyse la ou les régions intéressantes segmentées pour au
moins estimer une ou plusieurs caractéristiques desdites régions intéressantes.
11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce que la commande d'exposition contient des données normalisées de patients pour la ou les caractéristiques et corrèle la ou les caractéristiques de la ou des régions intéressantes segmentées avec la ou les caractéristiques des données normalisées de patients afin de générer des données normalisées de caractéristiques pour le patient, les données normalisées de caractéristiques servant à ajuster la dose de rayons X.
12. Dispositif selon la revendication 11, caractérisé par le fait que la commande d'exposition utilise les données normalisées de caractéristiques pour accéder à une table à consulter ou à une équation qui aboutit à la dose prédéterminée de rayons X.
13. Dispositif selon la revendication 12, caractérisé en ce que les
données de caractéristiques correspondent à l'épaisseur du patient.
14. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé par le fait que la commande d'exposition ajuste la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en
réponse aux régions intéressantes segmentées et à une dose de rayons X visée.
15. Dans un système de radiographie (14) par rayons X, procédé de réglage d'exposition pour générer une image radiographique par rayons X d'un patient (18) tout en régulant la dose de rayons X reçus par un patient afin de générer ladite image, comprenant les étapes consistant à: générer une première dose de rayons X qui traversent ledit patient; générer des données de détection en réponse à ladite première dose de rayons X; générer des données intéressantes en réponse auxdites données de détection; ajuster la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en réponse auxdites données intéressantes; et
générer une deuxième dose de rayons X audit niveau prédéterminé.
16. Procédé selon la revendication 15, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer des données intéressantes comporte la segmentation
desdites données de détection.
17. Procédé selon la revendication 16, caractérisé par le fait que
ladite segmentation comporte l'application d'une analyse par seuillage.
18. Procédé selon la revendication 16, caractérisé par le fait que
ladite segmentation comporte l'application d'une analyse d'histogramme.
19. Procédé selon la revendication 15, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer des données intéressantes comporte la localisation
d'éléments anatomiques dudit patient dans lesdites données de détection.
20. Procédé selon la revendication 15, caractérisé par le fait que ladite deuxième dose de rayons X est 10 à 50 fois plus forte que ladite première dose de rayons X.
21. Procédé selon la revendication 15, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer une première dose de rayons X comporte la génération de ladite première dose du système de radiographie en 10 millisecondes
ou moins.
22. Procédé selon la revendication 15, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à générer des données intéressantes comporte l'analyse des données de détection avec des algorithmes spatiaux et statistiques pour générer une
ou plusieurs régions intéressantes segmentées.
23. Procédé selon la revendication 22, comportant en outre l'étape consistant à analyser la ou les régions segmentées intéressantes pour au moins
estimer une ou plusieurs caractéristiques desdites régions intéressantes.
24. Procédé selon la revendication 23, comportant en outre l'étape consistant à mémoriser les données normalisées d'un patient pour la ou les caractéristiques et à corréler la ou les caractéristiques de la ou des régions intéressantes segmentées avec la ou les caractéristiques des données normalisées de patients pour générer des données normalisées de caractéristiques pour le patient, les données normalisées de caractéristiques servant audit ajustement de la dose de rayons X.
25. Procédé selon la revendication 24, caractérisé par le fait que ladite étape consistant à ajuster la dose de rayons X comporte l'utilisation des données normalisées de caractéristiques pour accéder à une table à consulter ou une équation qui aboutit à la dose prédéterminée de rayons X.
26. Procédé selon la revendication 25, caractérisé par le fait que les
données de caractéristiques correspondent à l'épaisseur du patient.
27. Procédé selon la revendication 22, dans lequel ladite étape consistant à ajuster la dose de rayons X comporte un ajustement de la dose de rayons X à un niveau prédéterminé en réponse aux régions intéressantes segmentées et à une
dose de rayons X visée.
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