FR2838852A1 - Procede de correction du rayonnement diffuse de photons x dans un dispositif de radiographie comportant des lames de collimation - Google Patents
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Abstract
Le procédé de correction du rayonnement diffusé de photons X dans un dispositif de radiographie (1) du type comportant une source (3) de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement (2) disposés en regard de la dite source, et un support sur lequel un objet (4) à radiographier est destiné à être positionné, comporte des étapes de : - acquisition d'au moins une image brute; - détection sur l'image brute I d'au moins un bord projeté de la lame de collimation délimitant une ombre projetée de ladite lame de collimation; - calcul d'un rapport à partir de l'intensité moyenne de l'ombre déterminant la quantité de photons X diffusés, et de l'intensité moyenne en dehors de l'ombre déterminant la somme de la quantité de photons X directs et de photons X diffusés; et, - détermination d'une image corrigée de l'image brute à partir du calcul du rapport
Description
La présente invention concerne le traitement d'images par rayons X, en particulier la correction du rayonnement diffusé ( scatter diffusion selon le terme anglo-saxon) dans de telles images dans le cas de l'angiographie.
Actuellement, il existe deux méthodes principales pour obtenir des images par rayons X de tout ou partie d'un appareil circulatoire sanguin. La première méthode s'effectue en injectant dans le système circulatoire dont on veut réaliser des images d'un produit de contraste. Ce produit, opaque aux rayons X, permet de mieux visualiser les vaisseaux. Dans la deuxième méthode, la mise en évidence de l'appareil circulatoire sanguin s'effectue alors en soustrayant de manière logarithmique des masques à l'image ou aux images prises par rayons X. Dans tous les cas, il y a un rayonnement diffusé qui, dans le premier cas, tend à faire décroître le contraste entre les vaisseaux sanguins et l'ensemble des tissus environnant comme les os, les muscles, etc.Dans le cas d'une soustraction logarithmique, celle-ci est toujours non linéaire et la présence de rayonnement diffusé affecte aussi l'intensité de l'affichage des vaisseaux dans les images résultant de cette soustraction logarithmique.
Les effets du rayonnement diffusé sont particulièrement importants dans le cas d'une angiographie tridimensionnelle des artères abdominales par exemple. Ceci consiste en une série de vues acquises lors d'une rotation du positionneur du dispositif prenant les images radiographiques à rayons X. En effet, la grande épaisseur des tissus de cette région du corps humain génère une large quantité de photons X diffusés. De plus, la variation de l'épaisseur entre une vue frontale et une vue latérale de cette région du corps humain, vues acquises lors d'une angiographie tridimensionnelle, conduisent à une variation du contraste dans les images obtenues par soustraction logarithmique.L'inconsistance de l'intensité des vaisseaux lors de cette acquisition tridimensionnelle a pour conséquence de générer des artefacts lors de la reconstruction tridimensionnelle des volumes : ces artefacts se traduisent sur les volumes reconstruits par un flou dans une direction privilégiée, par exemple dans la direction antéro-postérieure dans le cas d'une angiographie tridimensionnelle des artères abdominales. Une des conséquences de ces artefacts est que l'estimation des diamètres et dimensions des vaisseaux, faite visuellement ou à l'aide d'un logiciel de quantification, peut être entachée d'erreurs.
Un but de l'invention est de fournir un procédé permettant de réduire les effets de ces artefacts lors de l'acquisition des images radiographiques en angiographie.
On prévoit, selon l'invention, un procédé de correction du rayonnement diffusé de photons X dans un dispositif de radiographie du type comportant une source de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement disposés en regard de la dite source, le procédé comportant des étapes de : - acquisition d'au moins une image brute sans correction du rayonnement diffusé ; - détection sur l'image brute des bords projetés de la lame de collimation délimitant l'ombre projetée de ladite lame de collimation ; - calcul de l'intensité moyenne de l'ombre déterminant la quantité de rayons X diffusés S - calcul de l'intensité moyenne en dehors de l'ombre déterminant la quantité totale de photons X, égale à la somme de la quantité de photons X directs P et de photons X diffusés S; - détermination d'un rapport - ;et, - détermination d'une image corrigée de l'image brute à partir du calcul du rapport S/P.
Ainsi, la détermination du rapport permet de connaître de manière simple et rapide la quantité de rayonnement diffusé engendrée par la traversée par les rayons X des tissus organiques. Connaissant cette quantité de rayonnement diffusé, l'image brute est corrigée et on obtient une image où l'effet des artefacts de rayonnement diffusé est réduit.
Avantageusement mais facultativement, le procédé comporte au moins une des caractéristiques additionnelles suivantes : - avant le calcul du rapport - , le procédé présente des étapes de : - détermination d'au moins deux zones d'intérêt, chacune de part et d'autre d'au moins un des bords projetés, le calcul du rapport S/P s'effectuant à partir de la détermination des intensités moyennes effectuées dans chacune des zones d'intérêt ; - pour chaque lame de collimation projetée, on définit au moins deux zones d'intérêt, chacune de part et d'autre d'un bord projeté considéré, à partir desquelles on détermine un rapport Si Pi ; - le dispositif de radiographie présentant plusieurs lames de collimation projetant sur l'image une ombre, on calcule pour chaque ombre son propre rapport ; - le rapport - est la moyenne des rapports Si Pi ;- pour déterminer l'image corrigée, on estime une fonction de répartition du rapport S/Psur l'image ; - la fonction de répartition est déterminée sachant que le rapport au centre du bord projetée de la lame est S/P, le rapport sur les extrémités du bord projetée de la lame est 1 S 2 P et le rapport au centre de l'image est 2.S/P ; - la fonction de répartition est déterminée sachant que la valeur du rapport - au centre de l'image est égale au double de la moyenne des rapports Si Pi ; - la fonction de répartition est déterminée sachant que la valeur du rapport S/P à l'intersection de deux bords projetés est égale à la moitié de la moyenne des valeurs du rapport au centre de chacun des deux bords considérés ; - la fonction de répartition est modélisée comme une fonction quadratique ; - la fonction de répartition est estimée en utilisant la méthode des moindres carrés ; - caractérisé en ce que l'image corrigée (IP) est égale à l'image brute (I) à laquelle on soustrait une image diffusée (Is) définie par
- f(I) est une image basse fréquence de l'image brute (I) , et g(u) est une quantité de rayonnement diffusé dépendant de u ; - g(u) =u 1+u ;et, - préalablement à la détection des bords projetés, on effectue, si nécessaire, une correction des distorsions géométriques de l'image brute.
On prévoit aussi, selon l'invention, un dispositif de radiographie du type comportant une source de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement disposés en regard de la dite source, comportant des moyens de mises en u̇vre du procédé présentant l'une au moins des caractéristiques précitées.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront lors de la description d'un mode préféré de réalisation. Aux dessins annexés : - la figure 1 est une vue schématique d'un positionneur d'un dispositif d'acquisition d'images radiographiques à rayons X ; et, - les figures 2 et 3 sont des représentations schématiques d'une image acquise avec le dispositif de la figure 1 où seules les ombres des lames de collimation sont représentées.
En référence à la figure 1, un dispositif de radiographie à rayons X 1 comprend des moyens de prise de clichés radiographiques 2 et des moyens d'émission de rayons X 3 sous la forme d'une source de rayons X. Les moyens de prise de clichés radiographiques 2 peuvent être un capteur plan ou un amplificateur de luminance associé à une caméra. La source de rayons X 3 et les moyens de prise de clichés radiographiques 2 sont fixées à chaque extrémité d'un bras porteur 7 faisant office de positionneur, ici ressemblant à un demi-cercle. Le bras en demi-cercle 7 est lié à coulissement à un second bras 8. Le second bras 8 est lui-même lié à rotation au socle 9 du dispositif de radiographie 1. Le socle 9 est monté à rotation 12 par rapport au sol.
Le bras 8 est apte essentiellement à effectuer des mouvements de rotation 6 autour de son axe propre. Le bras en demi-cercle 7 est apte, quant à lui, à coulisser par rapport au bras 8, de manière à ce que le bras en demi-cercle 7 fasse un mouvement de rotation 5 par rapport au centre du demi-cercle formant le bras 7.
En utilisation, le corps du patient est positionné entre la source de rayons X 3 et les moyens de prise de clichés radiographiques 2, de manière à ce que l'artère à radiographier 4 se trouve dans le champ 10 de l'appareil.
La source de rayons X 3 présente une surface de sortie 11 qui est la sortie du tube à rayon X. Sur cette face 11, la source de rayons X 3 présente une série de lames de collimation qui sont ici non représentées. Ces lames de collimation sont complètement opaques aux rayons X. Elles sont utilisées pour limiter la taille de la zone d'irradiation et limiter ainsi le champ 10. Ceci a pour but d'éviter une surexposition du patient ou des éblouissements ou saturations dans l'image acquise, ainsi que de réduire le rayonnement diffusé. De là, le signal reçu par la partie des moyens de prise de clichés radiographiques 2 se trouvant sous ces lames de collimation devrait être nul. Il est, en réalité, supérieur à 0 et correspond à la détection de photons X diffusés par les tissus organiques traversés.
Pour améliorer la qualité des images afin d'obtenir une reconstruction tridimensionnelle minimisant les artefacts liés au rayonnement diffusés, le dispositif doit pouvoir corriger les images qu'il a prises en y éliminant au maximum les effets du rayonnement diffusé de photons X. Pour cela, l'hypothèse suivante est faite : le signal reçu par la partie des moyens de prise de clichés radiographiques 2 située sous la lame de collimation correspond à la quantité de photons X diffusés générés par le volume de tissus organiques situés dans le champ 10 en dehors des cônes d'ombre générés par les lames de collimation et non représentés.
En références aux figures 2 et 3, une image 20 acquise par les moyens de prise de clichés radiographiques présente des ombres 21, 31, 41, 51 résultant de la projection des lames de collimation (ici au nombre de 4). Ces ombres sont délimités par un bord 22, 32, 42, 52 respectivement. Si deux régions d'intérêts 23, 24 sont dessinées à des endroits spécifiques de l'image, c'est-à-dire de part et d'autre d'un bord 21, l'intensité moyenne relevée sur la zone d'intérêt 24 dans l'ombre 21 d'une lame de collimation correspond aux photons X diffusés S et, l'intensité moyenne relevée sur la zone d'intérêt 23 dans la surface irradiée 25 correspond à la somme des photons X dits primaires P, c'est-à-dire non diffusés, additionnés des photons X diffusés S.Il est alors possible d'estimer le rapport entre les photons X diffusés S et les photons X primaires P à cet endroit spécifique de l'image.
Le dispositif de radiographie à rayons X, pour corriger les images acquises, effectue, si cela est nécessaire, une première étape de correction des distorsions géométriques dans chaque image acquise lors d'une rotation a du positionneur 7. Ces distorsions géométriques sont causées par, d'une part, principalement la courbure de l'amplificateur d'images et, d'autre part, par l'effet du champ magnétique ambiant sur la trajectoire des photons X. Cette étape est réalisée en utilisant des fantômes de grilles utilisés par un algorithme de corrections intégré dans le dispositif de radiographie à rayons X et connu en soi par l'homme de l'art. Il est à noter que, si les moyens de prise de clichés radiographiques 2 sont un capteur plan, l'absence de distorsion géométrique du à l'absence d'un amplificateur de luminance permet d'éviter cette étape.
Après avoir corrigé les distorsions géométriques, le dispositif de radiographie à rayons X réalise, dans une seconde étape, une détection des bords des lames de collimation. Comme les images ont été corrigées au niveau de leur distorsion géométrique, les bords de chaque lame de collimation peuvent être perçus comme une ligne droite, ou à un segment droit. Pour chaque direction par chacun des segments droits ou par chacune des lignes droites, un gradient d'intensité de l'image est calculé. Le bord d'une lame de collimation est alors caractérisé par un segment à haute intensité dans le gradient d'intensité de l'image. Pour chaque ligne orthogonale à la direction considérée, l'intensité moyenne est calculée et, la ligne qui maximise cette intensité moyenne est sélectionnée comme représentant la projection du bord de la lame de collimation sur l'image.
A partir de cette détermination de la projection du(des) bord(s) de la(des) lame(s), le dispositif de radiographie à rayons X estime, dans une troisième étape, le rapport entre les photons X diffusés S et les photons X primaires P à des endroits spécifiques de l'image. Plusieurs segments (selon le nombre de lames de collimation utilisées durant l'utilisation du dispositif de radiographie à rayons X pour acquérir les images, ici au nombre de 4) sont détectés lors de l'étape précédemment décrite.Pour chaque segment détecté, deux régions d'intérêts sont déterminées : une se trouvant dans la zone irradiée en dehors du cône d'ombre généré par la lame i de collimation qui va donner la somme Si+Pi des photons X diffusés Si et des photons X primaires Pi, la seconde se situant dans le cône d'ombre généré par la lame i de collimation va donner le nombre de photons X diffusés Si. La taille des régions d'intérêts dépend de .
la longueur des segments déterminés. Le rapport Si Pi entre les photons X diffusés Si et les photons X primaires Pi est alors calculé.
Dans une quatrième étape, il existe deux méthodes.
Dans la première méthode, si les lames de collimation utilisées sont au nombre de n > 1, le rapport final - calculé est la moyenne des n rapports Si Pi déterminés. Ce rapport final S/P est associé au centre de chaque segment, s'il existe, PI, P3, P5, P7 et aux limites haute, basse, droite et gauche de l'air de l'image de la zone irradiée en dehors du cône d'ombre sinon. Le rapport est donc considéré comme constant sur toute l'image dans cette première méthode Dans la deuxième méthode, le dispositif de radiographie à rayons X va estimer le rapport - entre les photons X diffusés S et les photons X primaires P comme une fonction f des coordonnées en deux dimensions de l'image.Pour cela, l'hypothèse suivante est faite : le rapport calculé sur le bord des lames de collimation est la moitié du rapport au centre P9 de l'image 20 et deux fois le rapport sur les coins P2, P4, P6, P8 de l'image. Cela est dû au fait que si un volume V est irradié et génère des photons X diffusés au centre de l'image, un volume V/2 est irradié sur les bords et un volume - est irradié sur les coins. Ainsi, en référence 4 à la figure 3, on a la valeur du rapport en chacun des points comme suit :
Un échantillonnage comprenant neuf points PI à P9 de la fonction f du rapport est obtenu. Cette fonction f(x,y), où x et y sont les coordonnées en deux dimensions d'un pixel à l'intérieur de l'image, est ensuite modélisée comme une fonction quadratique en utilisant la méthode des moindres carrés.
Dans une cinquième étape, le dispositif de radiographie à rayons X détermine la correction de diffusé qu'il va appliquer à l'image. L'image de diffusé est estimée de la manière suivant : soit I, Ip et Is les images brute, primaire et diffusée respectivement. L'image diffusée Is est, de par sa nature physique, une image basse fréquence pouvant être approchée par une expression de la forme :
IP étant le résultat du filtrage de Ip par un filtre passe-bas. Par exemple, Ip est obtenu par un filtrage de type box-car de large taille (typiquement 64x64 pixels pour une image de 512x512 pixels). De la même manière, I est le résultat du filtrage de I par un filtre passe-bas.
L'image primaire qui constitue le résultat du procédé selon l'invention est obtenue à partir des équations suivantes :
donc :
Actuellement, il existe deux méthodes principales pour obtenir des images par rayons X de tout ou partie d'un appareil circulatoire sanguin. La première méthode s'effectue en injectant dans le système circulatoire dont on veut réaliser des images d'un produit de contraste. Ce produit, opaque aux rayons X, permet de mieux visualiser les vaisseaux. Dans la deuxième méthode, la mise en évidence de l'appareil circulatoire sanguin s'effectue alors en soustrayant de manière logarithmique des masques à l'image ou aux images prises par rayons X. Dans tous les cas, il y a un rayonnement diffusé qui, dans le premier cas, tend à faire décroître le contraste entre les vaisseaux sanguins et l'ensemble des tissus environnant comme les os, les muscles, etc.Dans le cas d'une soustraction logarithmique, celle-ci est toujours non linéaire et la présence de rayonnement diffusé affecte aussi l'intensité de l'affichage des vaisseaux dans les images résultant de cette soustraction logarithmique.
Les effets du rayonnement diffusé sont particulièrement importants dans le cas d'une angiographie tridimensionnelle des artères abdominales par exemple. Ceci consiste en une série de vues acquises lors d'une rotation du positionneur du dispositif prenant les images radiographiques à rayons X. En effet, la grande épaisseur des tissus de cette région du corps humain génère une large quantité de photons X diffusés. De plus, la variation de l'épaisseur entre une vue frontale et une vue latérale de cette région du corps humain, vues acquises lors d'une angiographie tridimensionnelle, conduisent à une variation du contraste dans les images obtenues par soustraction logarithmique.L'inconsistance de l'intensité des vaisseaux lors de cette acquisition tridimensionnelle a pour conséquence de générer des artefacts lors de la reconstruction tridimensionnelle des volumes : ces artefacts se traduisent sur les volumes reconstruits par un flou dans une direction privilégiée, par exemple dans la direction antéro-postérieure dans le cas d'une angiographie tridimensionnelle des artères abdominales. Une des conséquences de ces artefacts est que l'estimation des diamètres et dimensions des vaisseaux, faite visuellement ou à l'aide d'un logiciel de quantification, peut être entachée d'erreurs.
Un but de l'invention est de fournir un procédé permettant de réduire les effets de ces artefacts lors de l'acquisition des images radiographiques en angiographie.
On prévoit, selon l'invention, un procédé de correction du rayonnement diffusé de photons X dans un dispositif de radiographie du type comportant une source de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement disposés en regard de la dite source, le procédé comportant des étapes de : - acquisition d'au moins une image brute sans correction du rayonnement diffusé ; - détection sur l'image brute des bords projetés de la lame de collimation délimitant l'ombre projetée de ladite lame de collimation ; - calcul de l'intensité moyenne de l'ombre déterminant la quantité de rayons X diffusés S - calcul de l'intensité moyenne en dehors de l'ombre déterminant la quantité totale de photons X, égale à la somme de la quantité de photons X directs P et de photons X diffusés S; - détermination d'un rapport - ;et, - détermination d'une image corrigée de l'image brute à partir du calcul du rapport S/P.
Ainsi, la détermination du rapport permet de connaître de manière simple et rapide la quantité de rayonnement diffusé engendrée par la traversée par les rayons X des tissus organiques. Connaissant cette quantité de rayonnement diffusé, l'image brute est corrigée et on obtient une image où l'effet des artefacts de rayonnement diffusé est réduit.
Avantageusement mais facultativement, le procédé comporte au moins une des caractéristiques additionnelles suivantes : - avant le calcul du rapport - , le procédé présente des étapes de : - détermination d'au moins deux zones d'intérêt, chacune de part et d'autre d'au moins un des bords projetés, le calcul du rapport S/P s'effectuant à partir de la détermination des intensités moyennes effectuées dans chacune des zones d'intérêt ; - pour chaque lame de collimation projetée, on définit au moins deux zones d'intérêt, chacune de part et d'autre d'un bord projeté considéré, à partir desquelles on détermine un rapport Si Pi ; - le dispositif de radiographie présentant plusieurs lames de collimation projetant sur l'image une ombre, on calcule pour chaque ombre son propre rapport ; - le rapport - est la moyenne des rapports Si Pi ;- pour déterminer l'image corrigée, on estime une fonction de répartition du rapport S/Psur l'image ; - la fonction de répartition est déterminée sachant que le rapport au centre du bord projetée de la lame est S/P, le rapport sur les extrémités du bord projetée de la lame est 1 S 2 P et le rapport au centre de l'image est 2.S/P ; - la fonction de répartition est déterminée sachant que la valeur du rapport - au centre de l'image est égale au double de la moyenne des rapports Si Pi ; - la fonction de répartition est déterminée sachant que la valeur du rapport S/P à l'intersection de deux bords projetés est égale à la moitié de la moyenne des valeurs du rapport au centre de chacun des deux bords considérés ; - la fonction de répartition est modélisée comme une fonction quadratique ; - la fonction de répartition est estimée en utilisant la méthode des moindres carrés ; - caractérisé en ce que l'image corrigée (IP) est égale à l'image brute (I) à laquelle on soustrait une image diffusée (Is) définie par
- f(I) est une image basse fréquence de l'image brute (I) , et g(u) est une quantité de rayonnement diffusé dépendant de u ; - g(u) =u 1+u ;et, - préalablement à la détection des bords projetés, on effectue, si nécessaire, une correction des distorsions géométriques de l'image brute.
On prévoit aussi, selon l'invention, un dispositif de radiographie du type comportant une source de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement disposés en regard de la dite source, comportant des moyens de mises en u̇vre du procédé présentant l'une au moins des caractéristiques précitées.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront lors de la description d'un mode préféré de réalisation. Aux dessins annexés : - la figure 1 est une vue schématique d'un positionneur d'un dispositif d'acquisition d'images radiographiques à rayons X ; et, - les figures 2 et 3 sont des représentations schématiques d'une image acquise avec le dispositif de la figure 1 où seules les ombres des lames de collimation sont représentées.
En référence à la figure 1, un dispositif de radiographie à rayons X 1 comprend des moyens de prise de clichés radiographiques 2 et des moyens d'émission de rayons X 3 sous la forme d'une source de rayons X. Les moyens de prise de clichés radiographiques 2 peuvent être un capteur plan ou un amplificateur de luminance associé à une caméra. La source de rayons X 3 et les moyens de prise de clichés radiographiques 2 sont fixées à chaque extrémité d'un bras porteur 7 faisant office de positionneur, ici ressemblant à un demi-cercle. Le bras en demi-cercle 7 est lié à coulissement à un second bras 8. Le second bras 8 est lui-même lié à rotation au socle 9 du dispositif de radiographie 1. Le socle 9 est monté à rotation 12 par rapport au sol.
Le bras 8 est apte essentiellement à effectuer des mouvements de rotation 6 autour de son axe propre. Le bras en demi-cercle 7 est apte, quant à lui, à coulisser par rapport au bras 8, de manière à ce que le bras en demi-cercle 7 fasse un mouvement de rotation 5 par rapport au centre du demi-cercle formant le bras 7.
En utilisation, le corps du patient est positionné entre la source de rayons X 3 et les moyens de prise de clichés radiographiques 2, de manière à ce que l'artère à radiographier 4 se trouve dans le champ 10 de l'appareil.
La source de rayons X 3 présente une surface de sortie 11 qui est la sortie du tube à rayon X. Sur cette face 11, la source de rayons X 3 présente une série de lames de collimation qui sont ici non représentées. Ces lames de collimation sont complètement opaques aux rayons X. Elles sont utilisées pour limiter la taille de la zone d'irradiation et limiter ainsi le champ 10. Ceci a pour but d'éviter une surexposition du patient ou des éblouissements ou saturations dans l'image acquise, ainsi que de réduire le rayonnement diffusé. De là, le signal reçu par la partie des moyens de prise de clichés radiographiques 2 se trouvant sous ces lames de collimation devrait être nul. Il est, en réalité, supérieur à 0 et correspond à la détection de photons X diffusés par les tissus organiques traversés.
Pour améliorer la qualité des images afin d'obtenir une reconstruction tridimensionnelle minimisant les artefacts liés au rayonnement diffusés, le dispositif doit pouvoir corriger les images qu'il a prises en y éliminant au maximum les effets du rayonnement diffusé de photons X. Pour cela, l'hypothèse suivante est faite : le signal reçu par la partie des moyens de prise de clichés radiographiques 2 située sous la lame de collimation correspond à la quantité de photons X diffusés générés par le volume de tissus organiques situés dans le champ 10 en dehors des cônes d'ombre générés par les lames de collimation et non représentés.
En références aux figures 2 et 3, une image 20 acquise par les moyens de prise de clichés radiographiques présente des ombres 21, 31, 41, 51 résultant de la projection des lames de collimation (ici au nombre de 4). Ces ombres sont délimités par un bord 22, 32, 42, 52 respectivement. Si deux régions d'intérêts 23, 24 sont dessinées à des endroits spécifiques de l'image, c'est-à-dire de part et d'autre d'un bord 21, l'intensité moyenne relevée sur la zone d'intérêt 24 dans l'ombre 21 d'une lame de collimation correspond aux photons X diffusés S et, l'intensité moyenne relevée sur la zone d'intérêt 23 dans la surface irradiée 25 correspond à la somme des photons X dits primaires P, c'est-à-dire non diffusés, additionnés des photons X diffusés S.Il est alors possible d'estimer le rapport entre les photons X diffusés S et les photons X primaires P à cet endroit spécifique de l'image.
Le dispositif de radiographie à rayons X, pour corriger les images acquises, effectue, si cela est nécessaire, une première étape de correction des distorsions géométriques dans chaque image acquise lors d'une rotation a du positionneur 7. Ces distorsions géométriques sont causées par, d'une part, principalement la courbure de l'amplificateur d'images et, d'autre part, par l'effet du champ magnétique ambiant sur la trajectoire des photons X. Cette étape est réalisée en utilisant des fantômes de grilles utilisés par un algorithme de corrections intégré dans le dispositif de radiographie à rayons X et connu en soi par l'homme de l'art. Il est à noter que, si les moyens de prise de clichés radiographiques 2 sont un capteur plan, l'absence de distorsion géométrique du à l'absence d'un amplificateur de luminance permet d'éviter cette étape.
Après avoir corrigé les distorsions géométriques, le dispositif de radiographie à rayons X réalise, dans une seconde étape, une détection des bords des lames de collimation. Comme les images ont été corrigées au niveau de leur distorsion géométrique, les bords de chaque lame de collimation peuvent être perçus comme une ligne droite, ou à un segment droit. Pour chaque direction par chacun des segments droits ou par chacune des lignes droites, un gradient d'intensité de l'image est calculé. Le bord d'une lame de collimation est alors caractérisé par un segment à haute intensité dans le gradient d'intensité de l'image. Pour chaque ligne orthogonale à la direction considérée, l'intensité moyenne est calculée et, la ligne qui maximise cette intensité moyenne est sélectionnée comme représentant la projection du bord de la lame de collimation sur l'image.
A partir de cette détermination de la projection du(des) bord(s) de la(des) lame(s), le dispositif de radiographie à rayons X estime, dans une troisième étape, le rapport entre les photons X diffusés S et les photons X primaires P à des endroits spécifiques de l'image. Plusieurs segments (selon le nombre de lames de collimation utilisées durant l'utilisation du dispositif de radiographie à rayons X pour acquérir les images, ici au nombre de 4) sont détectés lors de l'étape précédemment décrite.Pour chaque segment détecté, deux régions d'intérêts sont déterminées : une se trouvant dans la zone irradiée en dehors du cône d'ombre généré par la lame i de collimation qui va donner la somme Si+Pi des photons X diffusés Si et des photons X primaires Pi, la seconde se situant dans le cône d'ombre généré par la lame i de collimation va donner le nombre de photons X diffusés Si. La taille des régions d'intérêts dépend de .
la longueur des segments déterminés. Le rapport Si Pi entre les photons X diffusés Si et les photons X primaires Pi est alors calculé.
Dans une quatrième étape, il existe deux méthodes.
Dans la première méthode, si les lames de collimation utilisées sont au nombre de n > 1, le rapport final - calculé est la moyenne des n rapports Si Pi déterminés. Ce rapport final S/P est associé au centre de chaque segment, s'il existe, PI, P3, P5, P7 et aux limites haute, basse, droite et gauche de l'air de l'image de la zone irradiée en dehors du cône d'ombre sinon. Le rapport est donc considéré comme constant sur toute l'image dans cette première méthode Dans la deuxième méthode, le dispositif de radiographie à rayons X va estimer le rapport - entre les photons X diffusés S et les photons X primaires P comme une fonction f des coordonnées en deux dimensions de l'image.Pour cela, l'hypothèse suivante est faite : le rapport calculé sur le bord des lames de collimation est la moitié du rapport au centre P9 de l'image 20 et deux fois le rapport sur les coins P2, P4, P6, P8 de l'image. Cela est dû au fait que si un volume V est irradié et génère des photons X diffusés au centre de l'image, un volume V/2 est irradié sur les bords et un volume - est irradié sur les coins. Ainsi, en référence 4 à la figure 3, on a la valeur du rapport en chacun des points comme suit :
Un échantillonnage comprenant neuf points PI à P9 de la fonction f du rapport est obtenu. Cette fonction f(x,y), où x et y sont les coordonnées en deux dimensions d'un pixel à l'intérieur de l'image, est ensuite modélisée comme une fonction quadratique en utilisant la méthode des moindres carrés.
Dans une cinquième étape, le dispositif de radiographie à rayons X détermine la correction de diffusé qu'il va appliquer à l'image. L'image de diffusé est estimée de la manière suivant : soit I, Ip et Is les images brute, primaire et diffusée respectivement. L'image diffusée Is est, de par sa nature physique, une image basse fréquence pouvant être approchée par une expression de la forme :
IP étant le résultat du filtrage de Ip par un filtre passe-bas. Par exemple, Ip est obtenu par un filtrage de type box-car de large taille (typiquement 64x64 pixels pour une image de 512x512 pixels). De la même manière, I est le résultat du filtrage de I par un filtre passe-bas.
L'image primaire qui constitue le résultat du procédé selon l'invention est obtenue à partir des équations suivantes :
donc :
soit .
En injectant l'équation (2) dans l'équation (1), on obtient :
d'où :
Le rapport est donné par le modèle décrit cidessus dans les étapes précédentes.
Le résultat obtenu lors du procédé décrit cidessus est alors une image corrigée du rayonnement diffusé qui correspond à l'image primaire. Le contraste des vaisseaux est amélioré. L'effet de flou précité disparaît et on obtient alors des images tridimensionnelles de vaisseaux ayant une forme beaucoup plus proche de la réalité.
Cette meilleure précision dans la reconstruction tridimensionnelle des vaisseaux permet au médecin de pouvoir estimer ou mesurer avec plus de précision les dimensions du vaisseau pour choisir correctement les outils qu'il va utiliser pour traiter la pathologie ou le traumatisme (ballon d'angioplastie, stent, coil, etc...).
REVENDICATIONS
1. Procédé de correction du rayonnement diffusé de photons X dans un dispositif de radiographie (1) du type comportant une source (3) de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement (2) disposés en regard de la dite source, et un support sur lequel un objet (4) à radiographier est destiné à être positionné, le procédé comportant des étapes de : - acquisition d'au moins une image brute ; - détection sur l'image brute I d'au moins un bord projeté (22,32,42,52.) de la lame de collimation délimitant une ombre projetée (21,31,41,51) de ladite lame de collimation ;- calcul d'un rapport (S/P) à partir de l'intensité moyenne de l'ombre déterminant la quantité de photons X diffusés, et de l'intensité moyenne en dehors de l'ombre déterminant la somme de la quantité de photons X directs et de photons X diffusés ; et, - détermination d'une image corrigée de l'image brute à partir du calcul du rapport précité.
1. Procédé de correction du rayonnement diffusé de photons X dans un dispositif de radiographie (1) du type comportant une source (3) de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement (2) disposés en regard de la dite source, et un support sur lequel un objet (4) à radiographier est destiné à être positionné, le procédé comportant des étapes de : - acquisition d'au moins une image brute ; - détection sur l'image brute I d'au moins un bord projeté (22,32,42,52.) de la lame de collimation délimitant une ombre projetée (21,31,41,51) de ladite lame de collimation ;- calcul d'un rapport (S/P) à partir de l'intensité moyenne de l'ombre déterminant la quantité de photons X diffusés, et de l'intensité moyenne en dehors de l'ombre déterminant la somme de la quantité de photons X directs et de photons X diffusés ; et, - détermination d'une image corrigée de l'image brute à partir du calcul du rapport précité.
Claims (9)
- 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que, avant le calcul du rapport , le procédé présente des étapes de :- détermination d'au moins un couple de zones d'intérêt (23,24), chacune de part et d'autre du bord projeté (22), le calcul du rapport s'effectuant à partir de la détermination des intensités moyennes effectuées dans chacune des zones d'intérêt.
- 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que, pour chaque bord projeté détecté, on définit au moins un couple de zones d'intérêt, chacune de part et d'autre du bord considéré, à partir desquelles on détermine un rapport (Si Pi .
- 4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que, le dispositif de radiographie présentant plusieurs lames de collimation projetant sur l'image une ombre, on calcule pour chaque bord de chaque ombre son propre rapport.5. Procédé selon la revendication 3 ou 4, caractérisé en ce que le rapport (S/P) est la moyenne des rapports
- 6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que, pour déterminer l'image corrigée, on estime une fonction de répartition du rapport (S/P) sur l'image.
- 7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que la fonction de répartition est modélisée comme une fonction quadratique.
- 8. Procédé selon la revendication 6 ou 7, caractérisé en ce que la fonction de répartition est estimé en utilisant la méthode des moindres carrés.
- 9. Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que l'image corrigée (IP) est égale à l'image brute (I) à laquelle on soustrait une image dif f usée (Is) définie par Is=f(I).g S\P.10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce que f(I) est une image basse fréquence de l'image brute (I), et g(u) est une quantité de rayonnement diffusé dépendant de u.
- 11. Procédé selon la revendication 9 ou 10, caractérisé en ce que g(u=u 1+u .
- 12. Procédé selon l'une des revendications 1 à 11, caractérisé en ce que, préalablement à la détection des bords projetés, on effectue une correction des distorsions géométriques de l'image brute.13. Dispositif de radiographie (1) du type comportant une source (3) de rayons X à la sortie de laquelle sont disposés au moins une lame de collimation, des moyens d'enregistrement (2) disposés en regard de la dite source, et un support sur lequel un objet (4) à radiographier est destiné à être positionné, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de mises en u̇vre du procédé selon l'une des revendications précédentes.
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