FR2835421A1 - Procedes, systeme et dispositif pour l'imagerie numerique. - Google Patents
Procedes, systeme et dispositif pour l'imagerie numerique. Download PDFInfo
- Publication number
- FR2835421A1 FR2835421A1 FR0215223A FR0215223A FR2835421A1 FR 2835421 A1 FR2835421 A1 FR 2835421A1 FR 0215223 A FR0215223 A FR 0215223A FR 0215223 A FR0215223 A FR 0215223A FR 2835421 A1 FR2835421 A1 FR 2835421A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- dimensional data
- data set
- sep
- ultrasonic probe
- compression
- 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 35
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims description 38
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 122
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims abstract description 65
- 230000006835 compression Effects 0.000 claims description 81
- 238000007906 compression Methods 0.000 claims description 81
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 35
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 claims description 21
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 claims description 18
- 239000002131 composite material Substances 0.000 claims description 9
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims description 7
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims description 7
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims description 7
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 6
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 5
- 239000004417 polycarbonate Substances 0.000 claims description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 4
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 4
- 229920000515 polycarbonate Polymers 0.000 claims description 4
- 239000004793 Polystyrene Substances 0.000 claims description 3
- 229920000306 polymethylpentene Polymers 0.000 claims description 3
- 229920002223 polystyrene Polymers 0.000 claims description 2
- 239000011116 polymethylpentene Substances 0.000 claims 1
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 30
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 7
- 238000012285 ultrasound imaging Methods 0.000 description 7
- 210000002445 nipple Anatomy 0.000 description 6
- 239000000463 material Substances 0.000 description 4
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 3
- 208000031513 cyst Diseases 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 3
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 238000013519 translation Methods 0.000 description 3
- 239000002174 Styrene-butadiene Substances 0.000 description 2
- 238000001574 biopsy Methods 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000010894 electron beam technology Methods 0.000 description 2
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 2
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 229920003048 styrene butadiene rubber Polymers 0.000 description 2
- 210000000779 thoracic wall Anatomy 0.000 description 2
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 2
- WCVOGSZTONGSQY-UHFFFAOYSA-N 2,4,6-trichloroanisole Chemical compound COC1=C(Cl)C=C(Cl)C=C1Cl WCVOGSZTONGSQY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010006187 Breast cancer Diseases 0.000 description 1
- 208000026310 Breast neoplasm Diseases 0.000 description 1
- 208000004434 Calcinosis Diseases 0.000 description 1
- BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-L Carbonate Chemical compound [O-]C([O-])=O BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- VEXZGXHMUGYJMC-UHFFFAOYSA-M Chloride anion Chemical compound [Cl-] VEXZGXHMUGYJMC-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 206010011732 Cyst Diseases 0.000 description 1
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 1
- VGGSQFUCUMXWEO-UHFFFAOYSA-N Ethene Chemical compound C=C VGGSQFUCUMXWEO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000005977 Ethylene Substances 0.000 description 1
- CERQOIWHTDAKMF-UHFFFAOYSA-M Methacrylate Chemical compound CC(=C)C([O-])=O CERQOIWHTDAKMF-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 206010038111 Recurrent cancer Diseases 0.000 description 1
- 230000001154 acute effect Effects 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 239000000872 buffer Substances 0.000 description 1
- MTAZNLWOLGHBHU-UHFFFAOYSA-N butadiene-styrene rubber Chemical compound C=CC=C.C=CC1=CC=CC=C1 MTAZNLWOLGHBHU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 210000003041 ligament Anatomy 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 239000000314 lubricant Substances 0.000 description 1
- 239000002480 mineral oil Substances 0.000 description 1
- 235000010446 mineral oil Nutrition 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- YWAKXRMUMFPDSH-UHFFFAOYSA-N pentene Chemical compound CCCC=C YWAKXRMUMFPDSH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920003229 poly(methyl methacrylate) Polymers 0.000 description 1
- 239000004926 polymethyl methacrylate Substances 0.000 description 1
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 1
- 230000002265 prevention Effects 0.000 description 1
- QQONPFPTGQHPMA-UHFFFAOYSA-N propylene Natural products CC=C QQONPFPTGQHPMA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 125000004805 propylene group Chemical group [H]C([H])([H])C([H])([*:1])C([H])([H])[*:2] 0.000 description 1
- 238000009877 rendering Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000007480 spreading Effects 0.000 description 1
- 238000003892 spreading Methods 0.000 description 1
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 1
- 239000011115 styrene butadiene Substances 0.000 description 1
- 150000003457 sulfones Chemical class 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- KKEYFWRCBNTPAC-UHFFFAOYSA-L terephthalate(2-) Chemical compound [O-]C(=O)C1=CC=C(C([O-])=O)C=C1 KKEYFWRCBNTPAC-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 1
- 238000012549 training Methods 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 1
- 238000011269 treatment regimen Methods 0.000 description 1
- 238000010200 validation analysis Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
- A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
- A61B6/4417—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to combined acquisition of different diagnostic modalities
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
- A61B6/461—Displaying means of special interest
- A61B6/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
- A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
- A61B6/5247—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from an ionising-radiation diagnostic technique and a non-ionising radiation diagnostic technique, e.g. X-ray and ultrasound
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
- A61B8/0825—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the breast, e.g. mammography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/13—Tomography
- A61B8/14—Echo-tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
- A61B8/4416—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to combined acquisition of different diagnostic modalities, e.g. combination of ultrasound and X-ray acquisitions
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/48—Diagnostic techniques
- A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
- A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/025—Tomosynthesis
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Human Computer Interaction (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22) comprend l'acquisition d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26), l'acquisition d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position S l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet.
Description
<Desc/Clms Page number 1>
PROCEDES, SYSTEME ET DISPOSITIF POUR L'IMAGERIE
NUMERIQUE
Le gouvernement peut avoir des droits sur cette invention en vertu du Sous-contrat 22287 établi par le Office of Naval Research/Henry M. Jackson Foundation.
NUMERIQUE
Le gouvernement peut avoir des droits sur cette invention en vertu du Sous-contrat 22287 établi par le Office of Naval Research/Henry M. Jackson Foundation.
Cette invention concerne de façon générale l'imagerie numérique, et, plus particulièrement, un procédé, un système et un dispositif pour acquérir des images numériques à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, et d'un dispositif à ultrasons.
Dans au moins certains systèmes d'imagerie connus, une source de radiations projette un faisceau en forme de cône qui traverse l'objet dont on réalise une image, tel qu'un patient, et frappe un groupement rectangulaire de détecteurs de radiations. Dans au moins un système de tomosynthèse connu, la source de radiations tourne avec un portique autour d'un point de pivot, et des vues de l'objet peuvent être acquises à partir d'angles de production différents. Tel qu'il est utilisé ici, le terme "vue" désigne une image de projection unique, ou, plus particulièrement, "vue" désigne une radiographie de projection unique qui forme une image de projection. Egalement, tel que le terme est utilisé ici, une image reconstruite unique (coupe transversale), représentative des structures à l'intérieur de l'objet dont on réalise une image à une hauteur fixe au-dessus du détecteur, est désignée sous le nom de "tranche". Par ailleurs, une collection, ou pluralité, de vues, est désignée sous le nom de "jeu de données de projection". Une collection, ou une pluralité, de tranches, pour toutes les hauteurs, est désignée sous le nom de "jeu de données en trois dimensions (3D) représentatives de l'objet dont on réalise une image".
Dans d'autres systèmes d'imagerie médicale connus, un équipement de diagnostic à ultrasons est utilisé pour vi-
<Desc/Clms Page number 2>
sualiser les organes d'un sujet. Un équipement de diagnostic à ultrasons classique comprend de façon caractéristique une sonde à ultrasons pour émettre des signaux d'ultrasons dans le sujet et recevoir des signaux d'ultrasons réfléchis à partir de celui-ci. Les signaux d'ultrasons réfléchis reçus par la sonde à ultrasons sont traités, et une image de la cible examinée est formée.
L'imagerie des seins classique est basée sur la mammographie aux rayons X en deux dimensions standard pour le dépistage, et sur les rayons X et les ultrasons pour le suivi de diagnostic. Les ultrasons sont particulièrement efficaces pour différencier des masses et des kystes bénins, et les rayons X sont, de façon caractéristique, utilisés pour la caractérisation détaillée de microcalcification. La combinaison des images générées à l'aide des rayons X et du détecteur et des images générées à l'aide du système à ultrasons peut créer une synergie entre les avantages des deux modalités, mais, cependant, l'alignement des images représente un défi, car l'examen aux rayons X est, de façon caractéristique, accompli avec le sein comprimé, et l'examen aux ultrasons est, de façon caractéristique, effectué en balayant un sein non comprimé.
De plus, le balayage aux ultrasons est réalisé, de façon caractéristique, manuellement, ce qui augmente la variabilité des résultats et la difficulté d'alignement des résultats.
Dans un aspect, un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le procédé comprend l'acquisition d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, l'acquisition d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois
<Desc/Clms Page number 3>
dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet.
Dans un autre aspect, un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le procédé comprend la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression, l'acquisition d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, et le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de la palette de compression par une configuration mécanique. Le procédé comprend également le couplage d'une sonde à ultrasons à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse, l'acquisition d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet.
Dans encore un autre aspect, un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le procédé comprend la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression, l'acquisition d'un jeu de données en deux dimensions de l'objet, dans une première position, à l'aide d'une source de rayons X et d'un détecteur, et le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième
<Desc/Clms Page number 4>
jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit coaligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu par l'intermédiaire de la palette de compression par une configuration mécanique. Le procédé comprend également le couplage opérationnel d'une sonde à ultrasons à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse, l'acquisition d'un jeu de données en trois dimensions de l'objet, dans la première position, à l'aide d'une sonde à ultrasons, et la combinaison du jeu de données en deux dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet.
Dans un autre aspect, un dispositif est proposé. Le dispositif comprend une palette de compression, un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons mécaniquement aligné avec la palette de compression, et une sonde à ultrasons couplée à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse.
Dans encore un autre aspect, un système d'imagerie médicale pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse est proposé. Le système d'imagerie médicale comprend un groupement de détecteurs, au moins une source de radiations, une palette de compression, un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons mécaniquement aligné avec la palette de compression, une sonde à ultrasons couplée à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse, et un ordinateur couplé au groupement de détecteurs, à la source de radiations et à la sonde à ultra-
<Desc/Clms Page number 5>
sons. L'ordinateur est configuré de façon à acquérir un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide de la source de rayons X et du détecteur, à acquérir un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide de la sonde à ultrasons, et à combiner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet.
Dans un autre aspect, une palette de compression est proposée. La palette comprend une pluralité de couches composites. Les couches sont transparentes aux sons et transparentes aux radiations.
La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée suivante, faite en référence aux dessins joints, dans lesquels :
La figure 1 est une vue schématique d'un système d'imagerie.
La figure 1 est une vue schématique d'un système d'imagerie.
La figure 2 est une vue schématique d'un procédé pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse.
La figure 3 est une vue latérale d'une partie d'une nouvelle palette de compression.
La figure 4 est une vue de dessus d'un ensemble de déplacement de sonde.
La figure 5 est un organigramme d'un exemple de procédé pour générer une image d'un objet.
La figure 6 est une vue schématique d'un système d'imagerie médicale.
La figure 7 est une vue schématique d'un système de palette de compression et d'un système d'interface et d'imagerie aux ultrasons.
La figure 8 est une vue latérale d'une partie d'un système d'imagerie médicale montré en figure 1.
La figure 9 est une image illustrant des exemples d'effets de corrections réfractives.
<Desc/Clms Page number 6>
La figure 10 est la même image que celle illustrée en figure 9 sans les corrections réfractives.
La figure 1 est une vue schématique d'un système d'imagerie médicale 12. Dans un exemple de réalisation, le système d'imagerie 12 comprend un système d'imagerie aux ultrasons 14, un ensemble de déplacement de sonde 16, un ensemble à ultrasons 18, et au moins un système d'imagerie aux rayons X et un système d'imagerie à tomosynthèse 20.
Dans l'exemple de réalisation, le système d'imagerie aux ultrasons 14, l'ensemble de déplacement de sonde 16, la sonde à ultrasons 18, et le système d'imagerie à tomosynthèse 20 sont intégrés de façon opérationnelle dans un système d'imagerie 12. Dans une autre réalisation, le système d'imagerie aux ultrasons 14, l'ensemble de déplacement de sonde 16, la sonde à ultrasons 18 et le système d'imagerie à tomosynthèse 20 sont physiquement intégrés dans un système d'imagerie unitaire 12.
La figure 2 est une vue schématique du système d'imagerie à tomosynthèse 20. Dans l'exemple de réalisation, le système d'image à tomosynthèse 20 est utilisé pour générer un jeu de données en trois dimensions représentatif d'un objet dont on réalise une image 22, tel que le sein d'une patiente. Le système 20 comprend une source de radiations 24, telle qu'une source de rayons X, et au moins un groupement de détecteurs 26 pour recueillir des vues à partir d'une pluralité d'angles de projection 28. De façon caractéristique, le système 20 comprend une source de radiations 24 qui projette un faisceau de rayons X en forme de cône qui traverse l'objet 22 et frappe le groupement de détecteurs 26. Les vues obtenues selon chaque angle 28 peuvent être utilisées pour reconstruire une pluralité de tranches, à savoir d'images représentatives de structures disposées dans des plans 30 qui sont parallèles au détecteur 26. Le groupement de détecteurs 26 est fabriqué sous une configuration de panneau comportant une pluralité de
<Desc/Clms Page number 7>
pixels (non représentés) disposés en rangées et en colonnes, de telle sorte qu'une image soit générée pour la totalité d'un objet 22 auquel on s'intéresse, tel qu'un sein.
Chaque pixel comprend un photodétecteur, tel qu'une photodiode (non représentée) qui est couplée par l'intermédiaire d'un transistor de commutation (non représenté) à deux lignes d'adresse séparées (non représentées). Dans une réalisation, les deux lignes sont une ligne de balayage et une ligne de données. Les radiations incidentes sur un matériau de scintillateur et les photodétecteurs de pixels mesurent, au moyen d'un changement de la charge dans la diode, une quantité de lumière générée par l'interaction des rayons X avec le scintillateur. De façon plus caractéristique, chaque pixel produit un signal électronique qui représente une intensité, après l'atténuation par l'objet 22, d'un faisceau de rayons X frappant le groupement de détecteurs 26. Dans une réalisation, le groupement de détecteurs 26 mesure approximativement 19 cm sur 23 cm et est configuré pour produire des vues pour la totalité d'un objet 22 auquel on s'intéresse, par exemple un sein.
D'une autre façon, le groupement de détecteurs 26 a une taille variable en fonction de l'utilisation prévue. De plus, la taille des pixels individuels sur le groupement de détecteurs 26 est sélectionnée en fonction de l'utili- sation prévue du groupement de détecteurs 26.
Dans l'exemple de réalisation, le jeu de données en trois dimensions reconstruit n'est pas nécessairement configuré sous la forme de tranches correspondant à des plans qui sont parallèles au détecteur 26, mais d'une fa- çon plus générale. Dans une autre réalisation, le jeu de données reconstruit se compose seulement d'une image en deux dimensions unique, ou d'une fonction en une dimen- sion. Dans une autre réalisation, le détecteur 26 a une forme autre que plane.
<Desc/Clms Page number 8>
Dans l'exemple de réalisation, la source de radiations 24 est mobile par rapport à l'objet 22. De façon plus caractéristique, on peut faire effectuer à la source de radiations 24 une translation telle que l'angle de projection 28 du volume dont on réalise une image soit altéré.
On peut faire effectuer à la source de radiations 24 une translation telle que l'angle de projection 28 puisse être n'importe quel angle de projection aigu ou oblique.
Le fonctionnement de la source de radiations 24 est gouverné par un mécanisme de commande 38 du système d'imagerie 20. Le mécanisme de commande 38 comprend un dispositif de commande de radiations 40 qui délivre des signaux de puissance et de minutage à la source de radiations 24, et un dispositif de commande de moteur 42 qui commande une position et une vitesse de translation respectives de la source de radiations 24 et du groupement de détecteurs 26.
Un système d'acquisition de données 44 dans le mécanisme de commande 38 échantillonne les données numériques venant du détecteur 26 pour un traitement ultérieur. Un reconstructeur d'image 46 reçoit des jeux de données de projection échantillonnés et numérisés depuis le système d'acquisition de données 44 et effectue une reconstruction d'image à grande vitesse, comme décrit ici. Le jeu de données en trois dimensions reconstruit, représentatif de l'objet dont on réalise une image 22, est appliqué en entrée à un ordinateur 48 qui mémorise le jeu de données en trois dimensions dans un dispositif de mémoire à grande capacité 50. Le reconstructeur d'image 46 est programmé pour exécuter des fonctions décrites ici, et, tel qu'il est utilisé ici, le terme de reconstructeur d'image désigne des ordinateurs, des processeurs, des microdispositifs de commande, des micro-ordinateurs, des dispo- sitifs de commande logique programmables, des circuits in- tégrés spécifiques à l'application, et d'autres circuits programmables .
<Desc/Clms Page number 9>
L'ordinateur 48 reçoit également des ordres et des paramètres de balayage depuis un opérateur par l'intermédiaire d'une console 52 comportant un dispositif d'entrée.
Un afficheur 54, tel qu'un tube cathodique et un afficheur à cristaux liquides, permet à l'opérateur d'observer le jeu de données en trois dimensions reconstruit et les autres données venant de l'ordinateur 48. Les ordres et les paramètres délivrés par l'opérateur sont utilisés par l'ordinateur 48 pour délivrer des signaux de commande et une information au système d'acquisition de données 44, au dispositif de commande de moteur 42, et au dispositif de commande de radiations 40.
Le système d'imagerie 20 comprend également une palette de compression 56 qui est positionnée au voisinage de l'ensemble de déplacement de sonde 16, de telle sorte que l'ensemble de déplacement de sonde 16 et la palette de compression 56 soient mécaniquement alignés. De plus, un jeu de données d'ultrasons, à savoir un deuxième jeu de données en trois dimensions, obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde 16, est co-aligné avec un jeu de données de rayons X, à savoir un premier jeu de données en trois dimensions, obtenu à travers la palette de compression 56 par une configuration mécanique. Dans une réalisation, la sonde à ultrasons 18 est couplée de façon opérationnelle avec l'ensemble de déplacement de sonde 16, de telle sorte que la sonde à ultrasons 18 émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression 56 et le sein 22, celui-ci étant au moins partiellement réfléchi lorsqu'une interface, telle qu'un kyste, est rencontrée à l'intérieur du sein 22. Dans une autre réalisation, la sonde à ultrasons 18 est un groupement en deux dimensions de transducteurs ultrasoniques micro-usinés capacitifs qui sont couplés de façon opérationnelle à la pa- lette de compression 56, et l'ensemble de déplacement de sonde 16 n'est pas utilisé.
<Desc/Clms Page number 10>
La figure 3 est une vue latérale de la palette de compression 56. Dans une réalisation, la palette de compression 56 est acoustiquement transparente (transparente aux sons), et transparente aux rayons X (transparente aux radiations), et fabriquée en un composite de matières plastiques, comme, par exemple, mais sans y être limitée, les matériaux énumérés dans le Tableau 1, de telle sorte qu'un coefficient d'atténuation de la palette de compression 56 soit inférieur à approximativement 5,0 décibels par centimètre lorsque le système 2 fonctionne à environ 10 mégahertz, de façon à minimiser par conséquent l'atténuation et les réverbérations ultrasoniques à travers la palette de compression 58. Dans une autre réalisation, la palette de compression 56 est fabriquée à l'aide d'un matériau composite unique. Dans une autre réalisation, la palette de compression 56 est fabriquée à l'aide d'un matériau non-composite unique. Dans l'exemple de réalisation, la palette de compression 56 a une épaisseur d'approximativement 2,7 mm et comprend une pluralité de couches 58. Les couches 58 sont fabriquées à l'aide d'une pluralité de matériaux composites rigides, tels que, mais sans y être limités, des polycarbonates, des polyméthylpentènes, et des polystyrènes. La palette de compression 56 est conçue à l'aide d'une pluralité de paramètres de conception montrés dans le Tableau 1. Les paramètres de conception de la palette de compression 56 comprennent, mais sans y être limités, une atténuation de rayons X, un numéro atomique, une transmission optique, un module de traction, une vitesse du son, une densité, un allongement, un rapport de Poisson, une impédance acoustique, et une atténuation ultrasonique.
<Desc/Clms Page number 11>
<tb>
<tb>
<tb>
Maté- <SEP> Acro- <SEP> Acoustique <SEP> ~~T <SEP> Rayons <SEP> X <SEP> Opti- <SEP> Mécanique
<tb> riau <SEP> nyme <SEP> que
<tb> De:.si- <SEP> Vi- <SEP> Impé- <SEP> Atté- <SEP> Atcé- <SEP> Chan- <SEP> Trans- <SEP> Module <SEP> Allon- <SEP> Rapté <SEP> tesse <SEP> dance <SEP> nua- <SEP> nua- <SEP> gement <SEP> mis- <SEP> de <SEP> gement <SEP> port
<tb> g/m3 <SEP> mm/ s <SEP> tion <SEP> à <SEP> tion <SEP> de <SEP> cou- <SEP> sion <SEP> trac- <SEP> % <SEP> de
<tb> 5 <SEP> MHz <SEP> % <SEP> sur <SEP> leur <SEP> % <SEP> tion <SEP> PoisdB/cm <SEP> 3 <SEP> mm <SEP> 10= <SEP> (GPa) <SEP> son
<tb> aucun
<tb> Polymé- <SEP> PMP, <SEP> 0,83 <SEP> 2,22 <SEP> 1,84 <SEP> 4,6 <SEP> 9,4 <SEP> 8 <SEP> 80 <SEP> 1,5 <SEP> 17 <SEP> 0,33
<tb> thyl- <SEP> TP
<tb> pentène
<tb> Poly- <SEP> PC <SEP> 1,18 <SEP> 2,27 <SEP> 2,68 <SEP> 23,2 <SEP> 14,8 <SEP> 5 <SEP> 90 <SEP> 2,1 <SEP> 40 <SEP> 0,33
<tb> carbonate
<tb> Polys- <SEP> PS <SEP> 1,05 <SEP> 2,4 <SEP> 2,52 <SEP> 1,8 <SEP> 14,7 <SEP> 9 <SEP> 90 <SEP> 2,38 <SEP> 2 <SEP> 0,33
<tb> tyrène
<tb> Poly- <SEP> PET <SEP> 1,37 <SEP> 2,54 <SEP> 3,48 <SEP> 5 <SEP> 15,6 <SEP> 2 <SEP> 100 <SEP> 3,2 <SEP> 5 <SEP> 0,33
<tb> (téréphtalate
<tb> d'éthy
<tb> lène)
<tb> Epoxy <SEP> 1,21 <SEP> 2,8 <SEP> 3,39 <SEP> 6 <SEP> 52,2 <SEP> 8 <SEP> 80 <SEP> 14,7 <SEP> 5 <SEP> 0,33
<tb> Poly- <SEP> PSF <SEP> 1,24 <SEP> 2,24 <SEP> 2,78 <SEP> 10,6 <SEP> 56,9 <SEP> 5 <SEP> 80 <SEP> 2,6 <SEP> 35 <SEP> 0,33
<tb> sulfone
<tb> Poly- <SEP> PE <SEP> 0,91 <SEP> 1,95 <SEP> 1,77 <SEP> 2,4 <SEP> 10,7 <SEP> 9 <SEP> 10 <SEP> 1,05 <SEP> 10 <SEP> 0,33
<tb> éthylène
<tb> (basse
<tb> densi-
<tb>
<tb> riau <SEP> nyme <SEP> que
<tb> De:.si- <SEP> Vi- <SEP> Impé- <SEP> Atté- <SEP> Atcé- <SEP> Chan- <SEP> Trans- <SEP> Module <SEP> Allon- <SEP> Rapté <SEP> tesse <SEP> dance <SEP> nua- <SEP> nua- <SEP> gement <SEP> mis- <SEP> de <SEP> gement <SEP> port
<tb> g/m3 <SEP> mm/ s <SEP> tion <SEP> à <SEP> tion <SEP> de <SEP> cou- <SEP> sion <SEP> trac- <SEP> % <SEP> de
<tb> 5 <SEP> MHz <SEP> % <SEP> sur <SEP> leur <SEP> % <SEP> tion <SEP> PoisdB/cm <SEP> 3 <SEP> mm <SEP> 10= <SEP> (GPa) <SEP> son
<tb> aucun
<tb> Polymé- <SEP> PMP, <SEP> 0,83 <SEP> 2,22 <SEP> 1,84 <SEP> 4,6 <SEP> 9,4 <SEP> 8 <SEP> 80 <SEP> 1,5 <SEP> 17 <SEP> 0,33
<tb> thyl- <SEP> TP
<tb> pentène
<tb> Poly- <SEP> PC <SEP> 1,18 <SEP> 2,27 <SEP> 2,68 <SEP> 23,2 <SEP> 14,8 <SEP> 5 <SEP> 90 <SEP> 2,1 <SEP> 40 <SEP> 0,33
<tb> carbonate
<tb> Polys- <SEP> PS <SEP> 1,05 <SEP> 2,4 <SEP> 2,52 <SEP> 1,8 <SEP> 14,7 <SEP> 9 <SEP> 90 <SEP> 2,38 <SEP> 2 <SEP> 0,33
<tb> tyrène
<tb> Poly- <SEP> PET <SEP> 1,37 <SEP> 2,54 <SEP> 3,48 <SEP> 5 <SEP> 15,6 <SEP> 2 <SEP> 100 <SEP> 3,2 <SEP> 5 <SEP> 0,33
<tb> (téréphtalate
<tb> d'éthy
<tb> lène)
<tb> Epoxy <SEP> 1,21 <SEP> 2,8 <SEP> 3,39 <SEP> 6 <SEP> 52,2 <SEP> 8 <SEP> 80 <SEP> 14,7 <SEP> 5 <SEP> 0,33
<tb> Poly- <SEP> PSF <SEP> 1,24 <SEP> 2,24 <SEP> 2,78 <SEP> 10,6 <SEP> 56,9 <SEP> 5 <SEP> 80 <SEP> 2,6 <SEP> 35 <SEP> 0,33
<tb> sulfone
<tb> Poly- <SEP> PE <SEP> 0,91 <SEP> 1,95 <SEP> 1,77 <SEP> 2,4 <SEP> 10,7 <SEP> 9 <SEP> 10 <SEP> 1,05 <SEP> 10 <SEP> 0,33
<tb> éthylène
<tb> (basse
<tb> densi-
<tb>
<Desc/Clms Page number 12>
<tb>
<tb> té)
<tb> ?oly- <SEP> PMMA <SEP> 1,19 <SEP> 2,75 <SEP> 3,27 <SEP> 6,4 <SEP> 14,8 <SEP> 5 <SEP> 92 <SEP> 3,1 <SEP> 2 <SEP> 0,33
<tb> (méthacrylace
<tb> de <SEP> mé- <SEP>
<tb> thyle)
<tb> Poly- <SEP> PP <SEP> 0,88 <SEP> 2,74 <SEP> 2,41 <SEP> 5,1 <SEP> 10,7 <SEP> 9 <SEP> 10 <SEP> 1,05 <SEP> 10 <SEP> 0,33
<tb> propylène
<tb> Poly- <SEP> PVC <SEP> 1,15 <SEP> 2,33 <SEP> 2,68 <SEP> 12,8 <SEP> 64,4 <SEP> 0 <SEP> 85 <SEP> 0,004 <SEP> 440 <SEP> 0,33
<tb> (chlorure
<tb> de <SEP> vi- <SEP>
<tb> nyle)
<tb> Caout- <SEP> SR <SEP> 1,05 <SEP> 1,05 <SEP> 1,10 <SEP> 24 <SEP> 37,9 <SEP> 10 <SEP> 25 <SEP> 0,003 <SEP> 200 <SEP> 0,50
<tb> chouc
<tb> au
<tb> silicone
<tb> Caout- <SEP> SBR <SEP> 1,02 <SEP> 1,92 <SEP> 1,96 <SEP> 24,3 <SEP> 20,1 <SEP> 2 <SEP> 25 <SEP> 0,003 <SEP> 200 <SEP> 0,50
<tb> chouc
<tb> styrènebutadiène
<tb>
<tb> té)
<tb> ?oly- <SEP> PMMA <SEP> 1,19 <SEP> 2,75 <SEP> 3,27 <SEP> 6,4 <SEP> 14,8 <SEP> 5 <SEP> 92 <SEP> 3,1 <SEP> 2 <SEP> 0,33
<tb> (méthacrylace
<tb> de <SEP> mé- <SEP>
<tb> thyle)
<tb> Poly- <SEP> PP <SEP> 0,88 <SEP> 2,74 <SEP> 2,41 <SEP> 5,1 <SEP> 10,7 <SEP> 9 <SEP> 10 <SEP> 1,05 <SEP> 10 <SEP> 0,33
<tb> propylène
<tb> Poly- <SEP> PVC <SEP> 1,15 <SEP> 2,33 <SEP> 2,68 <SEP> 12,8 <SEP> 64,4 <SEP> 0 <SEP> 85 <SEP> 0,004 <SEP> 440 <SEP> 0,33
<tb> (chlorure
<tb> de <SEP> vi- <SEP>
<tb> nyle)
<tb> Caout- <SEP> SR <SEP> 1,05 <SEP> 1,05 <SEP> 1,10 <SEP> 24 <SEP> 37,9 <SEP> 10 <SEP> 25 <SEP> 0,003 <SEP> 200 <SEP> 0,50
<tb> chouc
<tb> au
<tb> silicone
<tb> Caout- <SEP> SBR <SEP> 1,02 <SEP> 1,92 <SEP> 1,96 <SEP> 24,3 <SEP> 20,1 <SEP> 2 <SEP> 25 <SEP> 0,003 <SEP> 200 <SEP> 0,50
<tb> chouc
<tb> styrènebutadiène
<tb>
Tableau 1
La fabrication de la palette de compression 56 à l'aide d'une pluralité de couches composites 58 favorise un coefficient d'atténuation de rayons X efficace et une fonction d'étalement de point qui est similaire à ceux du polycarbonate pour les spectres mammographiques. De plus,
La fabrication de la palette de compression 56 à l'aide d'une pluralité de couches composites 58 favorise un coefficient d'atténuation de rayons X efficace et une fonction d'étalement de point qui est similaire à ceux du polycarbonate pour les spectres mammographiques. De plus,
<Desc/Clms Page number 13>
une transmission optique supérieure à 80% et une faible atténuation ultrasonique (inférieure à 3 dB) aux fréquences de sonde à ultrasons allant jusqu'à approximativement 12 mégahertz (MHz) peuvent être obtenues à l'aide des couches composites 58. De plus, les couches composites 58 favorisent une intensité maximale de réflexions d'interface à l'intérieur de 2% d'une intensité de faisceau maximale, une déviation inférieure à 1 mm par rapport à l'horizontale sur une zone de 19 x 23 cm2 exposée à une force de compression totale de 18 daN, et une rigidité mécanique et une pluralité de propriétés de résistance aux radiations au cours du temps similaires à celles du polycarbonate.
La figure 4 est une vue de dessus d'un ensemble de déplacement de sonde 16. Dans une réalisation, l'ensemble de déplacement de sonde 16 est couplé de façon amovible à la palette 56, et peut être découplé de la palette de compression 56, de telle sorte que l'ensemble de déplacement de sonde 16 puisse être positionné indépendamment audessus de la palette de compression 56. L'ensemble de déplacement de sonde 16 comprend une pluralité de moteurs pas à pas 62, un codeur de position (non représenté) et une pluralité de chariots entraînés à commutateur de limite (non représentés), qui comprennent au moins un chariot qui supporte une sonde à ultrasons 18 (montrée en figure 1) par l'intermédiaire d'un réceptacle 64 de façon à autoriser des capacités de positionnement vertical variables de la palette de compression 56. Dans une réalisation, la sonde à ultrasons 18 descend verticalement dans une direction z jusqu'à ce qu'un contact soit établi avec la palette de compression 56. Les moteurs pas à pas 62 entraînent la sonde à ultrasons 18 le long de chariots 68 par incréments fins dans les directions x et y avec une vitesse variable déterminée par un utilisateur. Des commu- tateurs de limite 68, avec des écrous de contrôle du jeu (non représentés), facilitent la prévention du déplacement
<Desc/Clms Page number 14>
de la sonde à ultrasons 18 au-delà d'une position nominale mécanique prédéterminée de limites de l'ensemble de déplacement de sonde 16. La sonde à ultrasons 18 est montée sur une plaque en forme de U 70 qui est fixée à un réceptacle 72. Dans une réalisation, la plaque en forme de U 70 est fixée à une pluralité de rails de guidage (non représentés) sur le système d'imagerie à rayons X ou le système d'imagerie à tomosynthèse 20 par l'intermédiaire d'un ensemble séparé (non représenté). Les dimensions de l'ensemble de déplacement de sonde 16, dans les directions x et y, sont sélectionnées de façon variable en fonction d'une plage désirée de déplacement de la sonde à ultrasons 18 vis-à-vis des dimensions de la palette de compression 56. Dans la direction z, les dimensions sont limitées par un espacement vertical entre le boîtier de la source de radiations 24 au-dessus de l'ensemble de déplacement de sonde 16 et la palette de compression 56 en dessous de celui-ci.
La figure 5 est un organigramme d'un exemple de procédé 80 pour générer une image d'un objet 22 auquel on s'intéresse. Le procédé 80 comprend l'acquisition, en 82, d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet 22, dans une première position, à l'aide d'une source de rayons X 24 et d'un détecteur 26, l'acquisition, en 84, d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'ob- jet 22, dans la première position, à l'aide d'une sonde à ultrasons 18, et la combinaison, en 86, du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet 22.
La figure 6 est une vue schématique du système d'ima- gerie 12. Lors de l'utilisation, et si l'on se réfère à la figure 6, la palette de compression 56 est installée dans le système d'imagerie à tomosynthèse 20 par l'intermé- diaire d'un réceptacle de palette de compression 100. Dans
<Desc/Clms Page number 15>
une réalisation, l'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé à un réceptacle (non représenté) sur une pluralité de rails de guidage (non représentés) sur un dispositif de positionnement pour rayons X 102, au-dessus d'un réceptacle de palette de compression (non représenté) par l'intermédiaire d'une fixation 104. Dans une autre réalisation, l'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé à l'aide d'une pluralité de rambardes latérales (non représentées) sur le système d'imagerie à tomosynthèse 20. La sonde à ultrasons 18 est connectée au système d'imagerie à ultrasons 14 à une extrémité, et vient en interface avec l'ensemble de déplacement de sonde 16 par l'intermédiaire d'un réceptacle de sonde 106. Une patiente est disposée au voisinage du système d'imagerie à tomosynthèse 20 de telle sorte que le sein 22 soit positionné entre la palette de compression 56 et le détecteur 26.
Les géométries de la sonde à ultrasons 18 et de l'ensemble de déplacement de sonde 16 sont calibrées par rapport à la palette de compression 56. Dans une réalisation, la calibration de la sonde à ultrasons 18 comprend le fait de s'assurer que la sonde à ultrasons 18 est installée dans le réceptacle de déplacement de sonde 104, et que l'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé au système d'imagerie à tomosynthèse 20par l'intermédiaire du réceptacle de palette de compression 100. La calibration du système d'imagerie 12 facilite la garantie du fait que les opérations de transformation entre les systèmes de coordonnées sont validées. Un environnement de code de formation de faisceau correct est installé sur le système d'imagerie à ultrasons 14 pour faciliter la correction des effets réfractifs à travers la palette de compression 56.
Des paramètres optimaux sont alors déterminés en fonction d'une connaissance préalable du patient ou d'examens aux rayons X ou aux ultrasons précédents.
<Desc/Clms Page number 16>
Le patient est positionné dans au moins l'une parmi des positions cranio-caudale, médiale-latérale et oblique, de telle sorte que le sein 22, ou l'objet 22 auquel on s'intéresse, soit positionné entre la palette de compression 6 et le détecteur 26. Dans une réalisation, le sein 22 est légèrement recouvert d'un lubrifiant, comme, par exemple, mais sans y être limité, une huile minérale. La palette de compression 56 est ensuite utilisée pour comprimer le sein à une épaisseur appropriée à l'aide d'au moins l'une parmi une commande manuelle sur le réceptacle 100 et une commande automatique pour le réceptacle 100.
Un examen aux rayons X est ensuite effectué avec le système d'imagerie à tomosynthèse 20 fonctionnant dans au moins l'un d'un mode en deux dimensions et d'un mode de tomosynthèse standard. Dans le mode de tomosynthèse, un boîtier de tube de rayons X 108 est modifié pour autoriser des capacités de rotation autour d'un axe verticalement au-dessus du détecteur 26 indépendamment d'un dispositif de positionnement 110. Dans une réalisation, le patient et le détecteur 26 sont fixes, et le boîtier de tube 108 tourne.
Des vues du sein 22 sont alors acquises à partir d'au moins deux angles de projection 28 (montrés en figure 2) pour générer un jeu de données de projection du volume auquel on s'intéresse. La pluralité de vues représentent le jeu de données de projection de tomosynthèse. Le jeu de données de projection recueilli est ensuite utilisé pour générer un premier jeu de données en trois dimensions, à savoir une pluralité de tranches pour le sein scanné 22, qui sont représentatives de la représentation radiographi- que en trois dimensions du sein 22 dont on réalise une image. Après la validation de la source de radiations 24 de telle sorte que le faisceau de radiation soit émis se- lon un premier angle de projection 112 (montré en figure
2), une vue est recueillie à l'aide du groupement de dé-
2), une vue est recueillie à l'aide du groupement de dé-
<Desc/Clms Page number 17>
tecteurs 26. L'angle de projection 28 du système 20 est ensuite altéré en faisant effectuer une translation à la position de la source 24 de telle sorte que l'axe central 150 (montré en figure 2) du faisceau de radiations soit altéré selon un deuxième angle de projection 114 (montré en figure 2), et de telle sorte que la position d'un groupement de détecteurs 26 soit altérée pour aider le sein 22 à rester à l'intérieur du champ de vision du système 20.
La source de radiations 24 est à nouveau validée, et une vue est recueillie pour le deuxième angle de projection 114. La même procédure est ensuite répétée pour n'importe quel nombre d'angles de projection suivants 28.
Dans une réalisation, une pluralité de vues d'un sein 22 sont acquises à l'aide d'une source de radiations 24 et d'un groupement de détecteurs 26 selon une pluralité d'angles 28de façon à générer un jeu de données de projection du volume auquel on s'intéresse. Dans une autre réalisation, une vue unique du sein 22 est acquise à l'aide d'une source de radiations 24 et d'un groupement de détecteurs 26 selon un angle 28 afin de générer un jeu de données de projection du volume auquel on s'intéresse. Le jeu de données de projection recueilli est alors utilisé pour générer au moins un jeu de données en deux dimensions et un premier jeu de données en trois dimensions pour le sein scanné 22. Les données résultantes sont mémorisées dans un répertoire désigné sur l'ordinateur 38 (montré en figure 2). Si des balayages de tomosynthèse sont effectués, le portique devrait être remis dans sa position verticale.
La figure 7 est une vue schématique d'une palette de compression 56 et d'une interface entre le système d'imagerie aux ultrasons 14 et le système d'imagerie à tomosynthèse 20. La figure 8 est une vue latérale d'une partie du système d'imagerie 12. Dans l'exemple de réalisation, la palette de compression 56 est remplie d'un gel de couplage acoustique 120 sur une hauteur d'environ 2 mm au-dessus de
<Desc/Clms Page number 18>
la palette de compression 56. Dans une autre réalisation, un manchon acoustique (non représenté) est positionné sur la palette de compression 56. L'ensemble de déplacement de sonde 16 est fixé au portique (non représenté) d'un système d'imagerie à tomosynthèse 20 par l'intermédiaire d'une fixation 104 (montrée en figure 6) de telle sorte qu'un plan d'ensemble de déplacement de sonde soit parallèle à un plan de la palette de compression 56. Dans une réalisation, la sonde à ultrasons 18 est abaissée jusqu'à ce qu'un contact avec le manchon acoustique soit établi.
Dans une autre réalisation, la sonde à ultrasons 18 est abaissée jusqu'à ce qu'elle soit partiellement immergée dans le gel de couplage 120. La hauteur de la sonde à ultrasons 18 est ajustée par l'intermédiaire du réceptacle 106 (montré en figure 6).
La sonde à ultrasons 18, montée verticalement audessus de la palette de compression 56, effectue un balayage électromécanique au-dessus de la totalité du sein 22, y compris la paroi thoracique 126 et les régions de mamelon 128, de façon à générer un deuxième jeu de données en trois dimensions du sein 22. Dans une réalisation, un ordinateur 130 actionne un dispositif de commande pas à pas 132 pour balayer le sein 22 selon un mode de trame.
Dans une autre réalisation, l'ordinateur 38 (montré en figure 2) actionne un dispositif de commande 132 afin de balayer le sein 22 selon un mode de trame. Au moins l'un parmi l'ordinateur 38 et l'ordinateur 130 comprend un logiciel qui possède des facultés de direction de faisceau électronique et de focalisation d'élévation. Dans une réalisation, des données d'ultrasons en temps réel peuvent être visualisées sur un écran du système d'imagerie aux ultrasons 14. Dans une autre réalisation, des données d'ultrasons peuvent être visualisées sur n'importe quel afficheur, tel que l'afficheur 54 (montré en figure 2), mais sans être limité à celui-ci. L'ensemble de déplace-
<Desc/Clms Page number 19>
ment de sonde est retiré du système d'imagerie à tomosynthèse 20, et la palette de compression 56 est repositionnée pour libérer la patiente.
La direction du faisceau électronique permet de réaliser des images de la paroi thoracique et des régions de mamelon comme montré en figure 8 en regardant par exemple au niveau de la région de mamelon 128. Si la sonde à ultrasons 18 est dirigée sur la région de mamelon 128, les espaces d'air entre le sein comprimé 22 et la palette de compression 56 ne permettront pas à l'énergie acoustique d'être transférée à la région de mamelon 128. Cependant, avec les faisceaux dirigés, qui sont montrés comme entrant à partir de la gauche en figure 8, l'énergie acoustique est transférée de façon efficace, de façon à réduire par conséquent la nécessité de disposer des tampons de gel de conformation pour permettre de réaliser une image de la région de mamelon 128. De plus, la direction de faisceau peut être commandée de telle sorte que la production d'ombres acoustiques due aux structures telles que les ligaments de Cooper puisse être minimisée en dirigeant le faisceau selon un certain nombre d'angles, puis en réalisant une combinaison des jeux de données .
Dans une réalisation, le système de coordonnées du premier jeu de données est transformé en celui du deuxième jeu de données, de façon à permettre par conséquent aux jeux de données d'être alignés par une configuration de circuits et un alignement corrigé vis-à-vis du déplacement intermittent de la patiente à l'aide de procédés d'alignement basés sur la réalisation d'image. D'une autre façon, le système de coordonnées du deuxième jeu de données est transformé en celui du premier jeu de données. Comme le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions sont acquis dans la même configuration physique du sein 22, les images peuvent être alignées directement à partir de l'information d'ali-
<Desc/Clms Page number 20>
gnement mécanique. De façon caractéristique, les images peuvent être alignées directement sur une base point par point sur toute l'anatomie du sein, de façon à éliminer par conséquent les ambiguïtés associées à l'alignement d'images d'ultrasons en trois dimensions avec des images de rayons X en deux dimensions. D'une autre façon, la physique des modalités d'imagerie individuelles peut être utilisée pour améliorer l'alignement des deux images. On peut tenir compte de différences de définition spatiale dans les deux modalités, et de caractéristiques de propagation, pour identifier de faibles différences de positionnement dans les deux images. L'alignement est alors basé sur des positions corrigées dans les jeux de données en trois dimensions. Les régions correspondantes auxquelles on s'intéresse sur chaque jeu de données d'image peuvent être alors être simultanément visualisées d'une pluralité de façons, de façon à améliorer par conséquent la visualisation qualitative et la caractérisation quantitative d'objets renfermés ou de régions locales.
La figure 9 est une image illustrant des exemples d'effets de corrections réfractives à 12 MHz. La figure 10 est la même image que celle illustrée en figure 9 sans les corrections réfractives. Dans une réalisation, des corrections réfractives à partir de la palette de compression 56 sont incorporées dans le processus de formation de faisceau, comme montré dans les figures 9 et 10. L'aspect diffus des fils est corrigé avec les corrections de réfraction pour une matière plastique de 3 mm. Dans une réalisa- tion, la sonde à ultrasons 18 comprend au moins un transducteur linéaire à matrice active et un transducteur à ré- seau phasé possédant des capacités de focalisation d'élévation et de direction de faisceau. Comme la sonde à ul- trasons 18 comprend un transducteur linéaire à matrice ac- tive ou un transducteur à réseau phasé, la définition spa- tiale inhérente est maintenue sur une profondeur beaucoup
<Desc/Clms Page number 21>
plus grande qu'avec des sondes standard. De plus, la focalisation d'élévation et le choix soigneux des matières plastiques de la palette de compression, qui permettent l'utilisation de sondes à haute fréquence, permettent d'obtenir une définition spatiale élevée, de l'ordre de 250 micromètres, pour les images à ultrasons, avec ce système, comme cela est validé sur les images fantômes et cliniques.
Dans une réalisation, un programme de logiciel d'ordinateur, installé sur un système d'imagerie aux ultrasons 14, est utilisé pour entraîner la sonde à ultrasons 18 selon une trajectoire prédéterminée sur la palette de compression 56. Le programme communique également avec un dispositif de commande pas à pas 132 et le système à ultrasons 14 pour déclencher l'acquisition et la mémorisation d'images et de données. Dans une autre réalisation, un programme de logiciel d'ordinateur, installé sur un système d'imagerie à tomosynthèse 20, est utilisé pour entraîner la sonde à ultrasons 18 selon une trajectoire prédéterminée sur la palette de compression 56. Le programme facilite l'accroissement de la précision de positionnement de la sonde à ultrasons 18 à l'intérieur d'approximativement 100 micromètres.
De plus, le système d'imagerie 12 facilite le découplage du processus d'acquisition d'image de telle sorte que les circuits utilisés pour un examen, à savoir la source de rayons X 24 et le détecteur 26, affectent de fa- çon minimale la qualité d'image de l'autre image générée à l'aide de la sonde à ultrasons 26. De plus, le système 26 facilite une réduction du bruit structuré, la différencia- tion des kystes par rapport à la masse solide, et une pleine visualisation en trois dimensions des jeux de données alignés multimodes en un examen combiné automatique unique, de façon à faciliter par conséquent des procédés améliorés pour la localisation et la caractérisation de
<Desc/Clms Page number 22>
régions suspectes dans les images du sein, de façon à produire par conséquent une réduction des biopsies inutiles et une plus grande efficacité du scannage du sein.
Comme les ultrasons cliniques, et les rayons X numériques en trois dimensions, ainsi qu'en deux dimensions, sont disponibles sous un format co-aligné à l'aide du système 12, le système 12 procure par conséquent une plateforme pour des applications perfectionnées additionnelles, par exemple, mais sans y être limité, un algorithme pour la réalisation d'image assistée par ordinateur multimode, et des modes de classification améliorés pour la réalisation d'image assistée par ordinateur. Le système 12 facilite la navigation pour les biopsies du sein avec une plus grande précision que celle disponible avec les jeux de données de rayons X en deux dimensions, grâce à l'information dans la dimension de profondeur. Les patientes subissant différentes formes de traitements pour le cancer du sein peuvent être contrôlées avec le système 12 afin d'évaluer leur réponse à la thérapie grâce à l'automatisation du balayage aux ultrasons, et, par conséquent, à l'effet réduit de la variabilité du balayage. Par exemple, à l'aide du système 12, un jeu de données d'images de rayons X et d'ultrasons peut être acquis durant un examen initial et une pluralité d'examens ultérieurs pratiqués à différents intervalles de temps au cours du traitement.
Durant un examen ultérieur, la patiente peut être positionnée d'une façon similaire à celle selon laquelle elle est positionnée dans l'examen initial à l'aide du système 12 afin de réaliser une image aux ultrasons du sein 22 avec les mêmes paramètres opérationnels que ceux utilisés lors de l'acquisition du premier jeu de données. Des techniques d'alignement basées sur l'information ou les caractéristiques mutuelles peuvent alors être utilisées pour déterminer les déplacements x, y et Z nécessaires pour le repositionnement itératif de la patiente requis pour ame-
<Desc/Clms Page number 23>
ner les deux jeux de données d'ultrasons en meilleur alignement l'un avec l'autre à l'aide de caractéristiques clairement identifiables sur les deux jeux de données, ou à l'aide d'autres moyens. Ces caractéristiques pourraient également être potentiellement implantées si un traitement chirurgical est utilisé. Ceci pourrait procurer aux praticiens des jeux de données qui sont sensiblement alignés les uns par rapport aux autres, car les cancers récurrents ne sont pas rares, et, par conséquent, le système 12 peut être utilisé pour suivre les progrès et modifier le régime de traitement en conséquence. De plus, le système 12 facilite une compression réduite du sein 22 à cause de la diminution du bruit structuré, qui est un facteur de motivation essentiel pour augmenter la compression. Des modifications du système 12 peuvent également être réalisées afin de permettre la combinaison de la stéréo-mammographie avec les ultrasons en trois dimensions.
Bien que l'invention ait été décrite vis-à-vis de différentes réalisations spécifiques, les personnes ayant une bonne connaissance de la technique reconnaîtront le fait que l'invention peut être mise en pratique avec des modifications rentrant à l'intérieur de l'esprit et de l'étendue de l'applicabilité des revendications.
Claims (23)
1. Procédé (80) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend : l'acquisition (82) d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26) ; l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) ; et la combinaison (86) du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet.
2. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend de plus : la compression d'un objet auquel on s'intéresse (22) à l'aide d'une palette de compression (56) ; le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à travers la palette de compression par une configuration mécanique ; et le couplage d'une sonde à ultrasons (18) à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ul- trasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'inté- resse.
3. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend de plus l'alignement du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de don- nées en trois dimensions durant l'acquisition.
<Desc/Clms Page number 25>
4. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que la combinaison du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions comprend l'alignement du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions sur une base point par point.
5. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) comprend l'utilisation d'une sonde à ultrasons comprenant au moins l'un parmi un transducteur linéaire à matrice active et un transducteur à réseau phasé possédant des facultés de focalisation d'élévation et de direction de faisceau.
6. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) comprend l'utilisation d'une sonde à ultrasons comprenant un groupement en deux dimensions de transducteurs ultrasoniques micro-usinés capacitifs.
7. Procédé (80) selon la revendication 1, caractérisé en ce que le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression (56) comprend le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons comprenant un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons en deux dimensions automatique.
8. Procédé (80) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend : la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression (56) ; l'acquisition (82) d'un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à
<Desc/Clms Page number 26>
5 10 15 20 25 30 35 l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26) ; le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression de telle sorte que le deuxième jeu de données en crois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à travers la palette de compression par une configuration mécanique ; le couplage d'une sonde à ultrasons (18) à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse ; l'acquisition (84) d'un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide d'une sonde à ultrasons (18) ; et la combinaison (86) du premier jeu de données en trois dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet.
9. Procédé (80) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend : la compression d'un objet auquel on s'intéresse à l'aide d'une palette de compression (56) ; l'acquisition d'un jeu de données en deux dimensions de l'objet, dans une première position, à l'aide d'une source de rayons X (24) et d'un détecteur (26) ; le positionnement d'un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) au voisinage de la palette de compression (56) de telle sorte que le deuxième jeu de données en trois dimensions obtenu à l'aide de l'ensemble de déplacement de sonde à ultrasons soit co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions obtenu à tra-
<Desc/Clms Page number 27>
vers la palette de compression par une configuration mécanique; le couplage opérationnel d'une sonde à ultrasons (18) à l'ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que la sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers la palette de compression et l'objet auquel on s'intéresse; l'acquisition d'un jeu de données en trois dimensions de l'objet, dans la première position, à l'aide d'une sonde à ultrasons ; la combinaison du jeu de données en deux dimensions et du deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer une image en trois dimensions de l'objet.
10. Système d'imagerie médicale (12) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit système d'imagerie médicale étant caractérisé en ce qu'il comprend ; un groupement de détecteurs (26) ; au moins une source de radiations (24) ; une palette de compression (56) ; un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) mécaniquement aligné avec ladite palette de compression; une sonde à ultrasons (18) couplée audit ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que ladite sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers ladite palette de compression et ledit objet auquel on s'intéresse ; et un ordinateur (48) couplé audit groupement de détecteurs, à ladite source de radiations, et à ladite sonde à ultrasons, et configuré de façon à : acquérir (82) un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide de ladite source de rayons X et dudit détecteur; acquérir (84) un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet dans la première position à l'aide de ladite sonde à ultrasons ; et combiner (86) le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet.
<Desc/Clms Page number 28>
11. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit système est un système d'imagerie à tomosynthèse (20).
12. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite sonde à ultrasons (18) comprend au moins l'un parmi un transducteur linéaire à matrice active et un transducteur à réseau phasé.
13. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 12, caractérisé en ce qu'au moins l'un parmi ledit transducteur linéaire à matrice active et ledit transducteur à réseau phasé possède des facultés de focalisation d'élévation et de direction de faisceau.
14. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'une source de radiations (24) est apte à émettre un faisceau de radiations à travers ladite palette de compression (56) et ledit objet auquel on s'intéresse (22) vers un ensemble de détecteurs (26) pour générer un premier jeu de données en trois dimensions, et en ce que ladite sonde à ultrasons (18) est apte à émettre un signal de sortie d'ultrasons à travers ladite palette de compression et ledit objet auquel on s'intéresse de façon à générer un deuxième jeu de données en trois dimensions.
15. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 14, caractérisé en ce qu'il comprend un ordinateur (48) combinant ledit premier jeu de données en trois dimensions et ledit deuxième jeu de données en trois dimensions de façon à générer un jeu de données en trois dimensions co-aligné représentatif dudit objet auquel on s'intéresse (22).
16. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit ordinateur (48) est de plus configuré pour coaligner physiquement le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions durant l'acquisition.
17. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que, pour combiner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions pour générer une image en trois dimensions, ledit ordinateur (48) est de plus
<Desc/Clms Page number 29>
configuré pour aligner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions sur une base point par point.
18. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 10, caractérisé en ce que ladite palette de compression (56) comprend une pluralité de couches composites (58), et en ce que lesdites couches sont transparentes aux sons et transparentes aux radiations.
19. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 18, caractérisé en ce que lesdites couches (58) comprennent au moins l'un parmi un polycarbonate, un polyméthylpentène et un polystyrène, et des combinaisons de ceux-ci.
20. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 18, caractérisé en ce que lesdites couches (58) possèdent une atténuation ultrasonique inférieure à approximativement 3 dB à une pluralité de fréquences de sonde à ultrasons inférieure à approximativement 12 mégahertz.
21. Système d'imagerie médicale (12) selon la revendication 20, caractérisée en ce que lesdites couches (58) sont configurées de façon à effectuer une transmission optique supérieure à approximativement 80% de la radiation incidente.
22. Système d'imagerie médicale (12) pour générer une image d'un objet auquel on s'intéresse (22), ledit système d'imagerie médicale étant caractérisé en ce qu'il comprend : un groupement de détecteurs (26); au moins une source de radiations (24); une palette de compression (56); un ensemble de déplacement de sonde à ultrasons (16) mécaniquement aligné avec ladite palette de compression; une sonde à ultrasons (18) couplée audit ensemble de déplacement de sonde de telle sorte que ladite sonde à ultrasons émette un signal de sortie d'ultrasons à travers ladite palette de compression et ledit objet auquel on s'intéresse ; et
<Desc/Clms Page number 30>
un ordinateur (48) couplé audit groupement de détecteurs, à ladite source de radiations, et à ladite sonde à ultrasons, et configuré de façon à : acquérir (82) un premier jeu de données en trois dimensions de l'objet dans une première position à l'aide de ladite source de rayons X et dudit détecteur; acquérir (84) un deuxième jeu de données en trois dimensions de l'objet co-aligné avec le premier jeu de données en trois dimensions, dans la première position, à l'aide de ladite sonde à ultrasons ; aligner le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions sur une base point par point ; et combiner (86) le premier jeu de données en trois dimensions et le deuxième jeu de données en trois dimensions afin de générer une image en trois dimensions de l'objet.
<Desc/Clms Page number 31>
24. Palette de compression (56) selon la revendication 23, caractérisée en ce que lesdites couches (58) sont configurées de façon à effectuer une transmission optique supérieure à approximativement 80% de la radiation incidente.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US10/062,334 US20030149364A1 (en) | 2002-02-01 | 2002-02-01 | Methods, system and apparatus for digital imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2835421A1 true FR2835421A1 (fr) | 2003-08-08 |
| FR2835421B1 FR2835421B1 (fr) | 2006-12-29 |
Family
ID=22041790
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR0215223A Expired - Lifetime FR2835421B1 (fr) | 2002-02-01 | 2002-12-03 | Procedes, systeme et dispositif pour l'imagerie numerique. |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20030149364A1 (fr) |
| JP (1) | JP4934263B2 (fr) |
| DE (1) | DE10255856B4 (fr) |
| FR (1) | FR2835421B1 (fr) |
Families Citing this family (52)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6574499B1 (en) * | 1998-11-25 | 2003-06-03 | Xdata Corporation | Mammography method and apparatus |
| US20030194050A1 (en) * | 2002-04-15 | 2003-10-16 | General Electric Company | Multi modality X-ray and nuclear medicine mammography imaging system and method |
| US10638994B2 (en) * | 2002-11-27 | 2020-05-05 | Hologic, Inc. | X-ray mammography with tomosynthesis |
| DE20308606U1 (de) * | 2003-05-30 | 2004-10-14 | Siemens Ag | Vorrichtung zur Halterung wenigstens eines Ultraschallkopfes |
| EP1634100A1 (fr) * | 2003-06-05 | 2006-03-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Connexions redondantes par fils pour accroitre la fiabilite de transducteurs |
| US20050089205A1 (en) * | 2003-10-23 | 2005-04-28 | Ajay Kapur | Systems and methods for viewing an abnormality in different kinds of images |
| US7313259B2 (en) | 2003-11-26 | 2007-12-25 | General Electric Company | Method, system and computer program product for multi-modality registration using virtual cursors |
| EP1699361B1 (fr) * | 2003-12-22 | 2009-12-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Systeme de guidage d'un instrument medical dans le corps d'un patient |
| US20080194959A1 (en) * | 2004-06-04 | 2008-08-14 | Shih-Ping Wang | Breast Ultrasound Scanning Promoting Patient Comfort and Improved Imaging Near Chest Wall |
| US8326006B2 (en) | 2004-07-09 | 2012-12-04 | Suri Jasjit S | Method for breast screening in fused mammography |
| WO2006015296A2 (fr) | 2004-07-30 | 2006-02-09 | Fischer Imaging Corporation | Dispositif d'imagerie pour la mammographie fusionnee a systeme d'image de mobilite independante de differentes modalites |
| JP2008514264A (ja) * | 2004-09-29 | 2008-05-08 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 乳房の超音波画像診断を高精度で行う方法および装置 |
| US20060074287A1 (en) * | 2004-09-30 | 2006-04-06 | General Electric Company | Systems, methods and apparatus for dual mammography image detection |
| JP2008517643A (ja) * | 2004-10-22 | 2008-05-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | リアルタイム立体画像装置及び方法 |
| EP1815388B1 (fr) * | 2004-11-15 | 2013-03-06 | Hologic, Inc. | Generation et affichage geometriques de mise en correspondance de cliches mammaires et d'images de tomosynthese |
| EP1853346B1 (fr) * | 2005-02-15 | 2012-07-18 | Advanced Radiation Therapy, LLC | Curietherapie peripherique d'organes conformables saillants |
| JP4868775B2 (ja) * | 2005-05-31 | 2012-02-01 | 株式会社東芝 | Ｘ線診断装置、画像処理装置および画像処理プログラム |
| US9420991B2 (en) * | 2005-09-01 | 2016-08-23 | Shih-Ping Wang | Breast ultrasound scanning device |
| DE102006002898A1 (de) * | 2006-01-20 | 2007-07-26 | Siemens Ag | Vorrrichtung zur Durchführung einer Cutting-Balloon-Intervention |
| JP2008067933A (ja) * | 2006-09-14 | 2008-03-27 | Toshiba Corp | デジタルマンモグラフィ装置 |
| JP4851296B2 (ja) * | 2006-10-26 | 2012-01-11 | 富士フイルム株式会社 | 放射線断層画像取得装置および放射線断層画像取得方法 |
| JP5052123B2 (ja) | 2006-12-27 | 2012-10-17 | 富士フイルム株式会社 | 医用撮像システム及び方法 |
| US20080242979A1 (en) * | 2007-03-30 | 2008-10-02 | Rayette Ann Fisher | Combined X-ray detector and ultrasound imager |
| JP5481038B2 (ja) * | 2007-04-05 | 2014-04-23 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置、乳房イメージングシステム及び乳房イメージングプログラム |
| JP5015688B2 (ja) * | 2007-07-30 | 2012-08-29 | 富士フイルム株式会社 | 医用撮像システム |
| US8126226B2 (en) * | 2007-09-20 | 2012-02-28 | General Electric Company | System and method to generate a selected visualization of a radiological image of an imaged subject |
| JP2009219656A (ja) * | 2008-03-17 | 2009-10-01 | Fujifilm Corp | 医用撮像装置 |
| FI123261B (fi) * | 2008-11-28 | 2013-01-15 | Planmed Oy | 3D mammografia |
| US10251621B2 (en) * | 2010-07-19 | 2019-04-09 | Qview Medical, Inc. | Automated breast ultrasound equipment and methods using enhanced navigator aids |
| FR2957514B1 (fr) * | 2010-03-17 | 2013-03-22 | Gen Electric | Dispositif d'imagerie medicale comprenant des moyens d'acquisition radiographique et des moyens de guidage d'une sonde ultrasonore |
| JP5574927B2 (ja) * | 2010-11-19 | 2014-08-20 | キヤノン株式会社 | 測定装置 |
| JP5882687B2 (ja) * | 2011-11-16 | 2016-03-09 | キヤノン株式会社 | 音響波取得装置 |
| US20140135623A1 (en) * | 2012-11-15 | 2014-05-15 | General Electric Company | Systems and methods for x-ray and ultrasound imaging |
| GB2509193B (en) | 2012-12-21 | 2015-07-08 | Caperay Medical Pty Ltd | Dual-Modality Mammography |
| JP6545697B2 (ja) * | 2013-11-15 | 2019-07-17 | ニューラル・アナリティクス・インコーポレーテッド | 神経学的状態の診断のための脳の血流速度の構造的特徴をモニタリングすること |
| DE102014202745B4 (de) * | 2014-02-14 | 2023-06-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Untersuchungsvorrichtung und Verfahren zur kombinierten Röntgen- und Ultraschallabtastung |
| US9855014B2 (en) | 2014-12-16 | 2018-01-02 | General Electric Company | Compression paddle for use in breast imaging |
| US9949719B2 (en) | 2014-12-16 | 2018-04-24 | General Electric Company | Breast imaging method and system |
| US11207054B2 (en) | 2015-06-19 | 2021-12-28 | Novasignal Corp. | Transcranial doppler probe |
| JP2019500155A (ja) | 2016-01-05 | 2019-01-10 | ニューラル アナリティクス、インコーポレイテッド | 一体型プローブ構造 |
| US11589836B2 (en) | 2016-01-05 | 2023-02-28 | Novasignal Corp. | Systems and methods for detecting neurological conditions |
| CN108778140A (zh) | 2016-01-05 | 2018-11-09 | 神经系统分析公司 | 用于确定临床指征的系统和方法 |
| US20180308247A1 (en) * | 2017-04-25 | 2018-10-25 | Best Medical International, Inc. | Tissue imaging system and method for tissue imaging |
| US11707244B2 (en) | 2017-08-16 | 2023-07-25 | Hologic, Inc. | Techniques for breast imaging patient motion artifact compensation |
| EP3412207B1 (fr) | 2017-12-12 | 2020-04-01 | Siemens Healthcare GmbH | Imagerie mammaire |
| US10796430B2 (en) * | 2018-04-24 | 2020-10-06 | General Electric Company | Multimodality 2D to 3D imaging navigation |
| US11090017B2 (en) | 2018-09-13 | 2021-08-17 | Hologic, Inc. | Generating synthesized projection images for 3D breast tomosynthesis or multi-mode x-ray breast imaging |
| JP7034114B2 (ja) * | 2019-03-29 | 2022-03-11 | 富士フイルム株式会社 | 撮影用部材、制御装置、医用撮影システム、撮影方法、制御方法、及び制御プログラム |
| EP3832689A3 (fr) | 2019-12-05 | 2021-08-11 | Hologic, Inc. | Systèmes et procédés pour améliorer la durée de vie d'un tube à rayons x |
| US11471118B2 (en) | 2020-03-27 | 2022-10-18 | Hologic, Inc. | System and method for tracking x-ray tube focal spot position |
| JP6980051B2 (ja) * | 2020-04-28 | 2021-12-15 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 超音波プローブ及び超音波装置 |
| US11786191B2 (en) | 2021-05-17 | 2023-10-17 | Hologic, Inc. | Contrast-enhanced tomosynthesis with a copper filter |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5479927A (en) * | 1993-10-29 | 1996-01-02 | Neovision Corporation | Methods and apparatus for performing sonomammography and enhanced x-ray imaging |
| WO1996032065A1 (fr) * | 1995-04-14 | 1996-10-17 | Hutson William H | Procede et systeme d'imagerie multidimensionnelle |
| US5776062A (en) * | 1996-10-15 | 1998-07-07 | Fischer Imaging Corporation | Enhanced breast imaging/biopsy system employing targeted ultrasound |
| US5840022A (en) * | 1993-03-22 | 1998-11-24 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for imaging display of a part of the human body |
| US5872828A (en) * | 1996-07-23 | 1999-02-16 | The General Hospital Corporation | Tomosynthesis system for breast imaging |
| DE10015815A1 (de) * | 2000-03-30 | 2001-10-11 | Siemens Ag | System und Verfahren zur Erzeugung eines Bilddatensatzes |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61290938A (ja) * | 1985-06-19 | 1986-12-20 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JPH05237104A (ja) * | 1991-05-27 | 1993-09-17 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波診断装置 |
| JPH06105841A (ja) * | 1991-06-04 | 1994-04-19 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波診断装置 |
| JP2720732B2 (ja) * | 1992-11-24 | 1998-03-04 | 松下電器産業株式会社 | 機械走査式超音波探触子 |
| US5460181A (en) * | 1994-10-06 | 1995-10-24 | Hewlett Packard Co. | Ultrasonic transducer for three dimensional imaging |
| US5839440A (en) * | 1994-06-17 | 1998-11-24 | Siemens Corporate Research, Inc. | Three-dimensional image registration method for spiral CT angiography |
| JPH1043185A (ja) * | 1996-08-08 | 1998-02-17 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波イメージング方法及び超音波イメージング装置 |
| KR100274653B1 (ko) * | 1996-10-01 | 2000-12-15 | 이민화 | 교차 어레이를 이용한 초음파 3차원영상화 방법 및 장치 |
| US6459925B1 (en) * | 1998-11-25 | 2002-10-01 | Fischer Imaging Corporation | User interface system for mammographic imager |
| DE19926446A1 (de) * | 1998-07-20 | 2000-01-27 | Siemens Ag | Vorrichtung zur Ultraschallankopplung eines Ultraschall-Applikators |
| US6574499B1 (en) * | 1998-11-25 | 2003-06-03 | Xdata Corporation | Mammography method and apparatus |
| DE19902521A1 (de) * | 1999-01-22 | 2000-07-27 | Siemens Ag | Ultraschall-Mammographievorrichtung |
| JP2000271110A (ja) * | 1999-03-26 | 2000-10-03 | Hitachi Medical Corp | 医用ｘ線装置 |
| DE19963440C2 (de) * | 1999-12-28 | 2003-02-20 | Siemens Ag | Verfahren und System zur Visualisierung eines Gegenstandes |
| US6484049B1 (en) * | 2000-04-28 | 2002-11-19 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Fluoroscopic tracking and visualization system |
-
2002
- 2002-02-01 US US10/062,334 patent/US20030149364A1/en not_active Abandoned
- 2002-11-29 DE DE10255856.6A patent/DE10255856B4/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-12-02 JP JP2002350416A patent/JP4934263B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 2002-12-03 FR FR0215223A patent/FR2835421B1/fr not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5840022A (en) * | 1993-03-22 | 1998-11-24 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for imaging display of a part of the human body |
| US5479927A (en) * | 1993-10-29 | 1996-01-02 | Neovision Corporation | Methods and apparatus for performing sonomammography and enhanced x-ray imaging |
| WO1996032065A1 (fr) * | 1995-04-14 | 1996-10-17 | Hutson William H | Procede et systeme d'imagerie multidimensionnelle |
| US5872828A (en) * | 1996-07-23 | 1999-02-16 | The General Hospital Corporation | Tomosynthesis system for breast imaging |
| US5776062A (en) * | 1996-10-15 | 1998-07-07 | Fischer Imaging Corporation | Enhanced breast imaging/biopsy system employing targeted ultrasound |
| DE10015815A1 (de) * | 2000-03-30 | 2001-10-11 | Siemens Ag | System und Verfahren zur Erzeugung eines Bilddatensatzes |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE10255856A1 (de) | 2003-08-07 |
| JP4934263B2 (ja) | 2012-05-16 |
| JP2003230558A (ja) | 2003-08-19 |
| US20030149364A1 (en) | 2003-08-07 |
| FR2835421B1 (fr) | 2006-12-29 |
| DE10255856B4 (de) | 2017-06-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| FR2835421A1 (fr) | Procedes, systeme et dispositif pour l'imagerie numerique. | |
| JP5143333B2 (ja) | 異なる種類の画像において異常部を観察するための画像処理を行うシステム及び方法 | |
| CN103099644B (zh) | 超声探测器以及包含超声探测器的光声-超声系统和检查对象成像装置 | |
| US8192361B2 (en) | Multi-modality mammography imaging device for improved imaging conditions | |
| US6846289B2 (en) | Integrated x-ray and ultrasound medical imaging system | |
| JP5448918B2 (ja) | 生体情報処理装置 | |
| EP3154436B1 (fr) | Dispositif et procédé d'échographie et de tomographie optoacoustique hybride | |
| JP5296414B2 (ja) | 医用撮像装置 | |
| US8275447B2 (en) | Medical image diagnostic system, medical imaging apparatus, medical image storage apparatus, and medical image display apparatus | |
| CN1650794A (zh) | 非探入式受检体信息成象方法和装置 | |
| FR2706275A1 (fr) | Installation de mammographie par ultrasons, à haute résolution et fort contraste, avec appareil de surveillance cardiaque et scanographe à réseau émettant par les bords. | |
| WO2012132302A1 (fr) | Procédé et dispositif de réalisation d'image photo-acoustique | |
| EP2647334A1 (fr) | Appareil dýacquisition dýinformations sur un objet | |
| JPH11123192A (ja) | 生体部位の画像生成表示装置 | |
| US20120029344A1 (en) | Radiological image radiographiing method and apparatus | |
| JP2009028381A (ja) | 医用撮像システム | |
| CN1555764A (zh) | 生物组织光学和超声的采集和层析成像的方法及其装置 | |
| JP6742734B2 (ja) | 被検体情報取得装置および信号処理方法 | |
| KR102218308B1 (ko) | 초음파 영상 처리 장치 및 방법 | |
| JP2003260046A (ja) | マンモグラフィの方法及び装置 | |
| Zheng et al. | Volumetric tri-modal imaging with combined photoacoustic, ultrasound, and shear wave elastography | |
| CN108430331B (zh) | 超声波兼容的x射线防散射格栅 | |
| CN108478233A (zh) | 基于时空阵列超分辨率反演成像的超声波层析方法与装置 | |
| JP2020000446A (ja) | 医用画像診断装置及び圧迫板 | |
| WO2023047601A1 (fr) | Procédé de génération d'image, programme de génération d'image et appareil de génération d'image |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 14 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 15 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 16 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 18 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 19 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 20 |