FR2845239A1 - Procede et appareil pour accentuer une image - Google Patents
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Abstract
Un procédé pour permettre une amélioration de la visibilité d'un objet (12) dans une image radiographique comprend les étapes consistant à produire une image radiographique contenant au moins un objet, produire un estimateur d'un arrière-plan entourant l'au moins un objet, soustraire l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, redéfinir l'estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, et combiner l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et l'image radiographique pour produire une image améliorée.
Description
i
PROCEDE ET APPAREIL POUR ACCENTUER UNE IMAGE
Cette invention porte globalement sur un système d'imagerie, et en particulier sur des procédés et appareils pour accentuer une image en utilisant un système
d'imagerie médicale.
En mammographie, il est important de détecter des microcalcifications car elles sont souvent les seuls indicateurs pathologiques révélant un cancer sur un mammogramme à une étape à laquelle la maladie est encore traitable. Par exemple, des microcalcifications sont actuellement utilisées pour détecter sur des mammogrammes plus de 50% de maladies non palpables. Toutefois, certaines microcalcifications sont 10 relativement petites et peuvent être virtuellement imperceptibles à l'oeil humain même une fois que les réglages d'affichage de l'image ont été ajustés pour améliorer la
visibilité de la pathologie.
Dans un premier aspect de la présente invention, il est proposé un procédé permettant une amélioration de la visibilité d'un objet dans une image radiographique. 15 Le procédé comprend les étapes consistant à produire une image radiographique
comprenant au moins un objet, produire un estimateur d'un arrière-plan entourant l'au moins un objet, soustraire l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, redéfinir l'estimateur des intensités de pixel due à l'objet, et combiner l'estimateur redéfini des intensités de pixel 20 dues à l'objet et l'image radiographique pour produire une image accentuée.
Dans un autre aspect, il est proposé un système d'imagerie médicale pour faciliter une amélioration de la visibilité d'un objet dans une image radiographique. Le système d'imagerie médicale comprend un réseau détecteur, au moins une source de rayonnement, et un ordinateur relié au réseau détecteur et à la source de rayonnement. 25 L'ordinateur est configuré pour produire une image contenant au moins un objet,
produire un estimateur d'un arrière-plan entourant l'au moins un objet, soustraire l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, redéfinir l'estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, et combiner l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et l'image 30 radiographique pour produire une image accentuée.
Dans un autre aspect, il est proposé un support lisible par ordinateur codé avec un programme exécutable par ordinateur pour faciliter une amélioration de la visibilité d'un objet dans une image radiographique. Le programme est configuré pour ordonner à l'ordinateur de produire une image radiographique contenant au moins un objet, 5 produire un estimateur d'un arrière-plan entourant l'au moins un objet, soustraire l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, redéfinir l'estimateur des intensités de pixel dues à l'objet, et combiner l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et l'image
radiographique pour produire une image accentuée.
L'invention sera mieux comprise à l'étude de la description suivante de quelques
formes de réalisation préférées de l'invention, illustrée par les dessins joints dans lesquels: la figure 1 est un schéma d'un système d'imagerie médicale; la figure 2 représente un procédé pour améliorer la visibilité d'un objet; la figure 3 représente un spécimen de mastectomie contenant une pluralité de microcalcifications; la figure 4 représente un spécimen de mastectomie à intensité médiane locale soustraite; la figure 5 est un histogramme d'une pluralité de morceaux d'image locaux; 20 la figure 6 est un histogramme d'intensités de pixel; la figure 7 est un histogramme d'intensités d'un spécimen de mastectomie à médiane soustraite; la figure 8 représente une image d'excès d'intensité redéfinie; et
la figure 9 représente une image accentuée produite en utilisant le procédé 25 représenté sur la figure 2.
A propos de la figure 1 et dans une forme de réalisation exemplaire, un système d'imagerie médicale 10 produit un ensemble de données en trois dimensions représentatif d'un objet imagé 12, tel que le sein 12 d'une patiente en tomosynthèse mammographique. Le système 10 comprend une source de rayonnement 14, telle qu'une 30 source de rayons X, et au moins un réseau détecteur 16 pour collecter des vues obtenues
à partir d'une pluralité d'angles de projection 18. Spécifiquement, et dans une forme de réalisation, le système 10 comprend une source de rayonnement 14 qui projette un faisceau conique de rayons X traversant l'objet 12 et frappant un réseau détecteur 16.
Les vues obtenues pour chaque angle 18 peuvent être utilisées pour reconstruire une 5 pluralité de tranches, c'est-à-dire des images représentatives de structures incluses dans des plans 20 parallèle au détecteur 16. Le réseau détecteur 16 est fabriqué en configuration panneau comprenant une pluralité de pixels (non représentés) agencés en rangées et colonnes de sorte qu'une image est produite pour un objet d'intérêt entier, tel qu'un sein 12. Dans une forme de réalisation, le réseau détecteur 16 est un réseau 10 détecteur mammographique 16 et l'objet 12 est un sein 12. Chaque pixel comprend un photodétecteur, tel qu'une photodiode, qui est relié via un transistor de commutation à deux lignes d'adresse séparées, une ligne de balayage et une ligne de données. Le rayonnement incident sur un scintillateur et les photodétecteurs des pixels mesurent, au moyen d'une variation de tension aux bornes de la diode, la quantité de lumière produite 15 par interaction de rayons X avec le scintillateur. En résultat, chaque pixel produit un signal électronique qui représente l'intensité, après atténuation par l'objet 12, du faisceau de rayons X frappant le réseau détecteur 16. Dans une forme de réalisation, le réseau détecteur 16 mesure environ 20 cm par 20 cm et est configuré pour fournir des vues d'un objet d'intérêt entier, par exemple un sein 12. Selon une variante, le réseau 20 détecteur 16 est de taille variable selon son utilisation prévue. De plus, les pixels individuels du réseau détecteur 16 peuvent aussi être de n'importe quelle taille selon
l'utilisation prévue.
Dans une forme de réalisation, l'ensemble de données reconstruit en trois dimensions n'est pas agencé en tranches correspondant à des plans qui sont parallèles au 25 détecteur 16, mais d'une manière plus globale. Dans une variante, l'ensemble de données reconstruit comprend une seule image bidimensionnelle, ou une seule fonction monodimensionnelle. Dans une forme de réalisation préférée, l'ensemble de données est
l'une des images produites par mammographie radiographique conventionnelle.
Dans une forme de réalisation, la source de rayonnement 14 et le réseau 30 détecteur 16 sont déplaçables par rapport à l'objet 12 et l'un par rapport à l'autre. Plus
spécifiquement, la source de rayonnement 14 et le réseau détecteur 16 peuvent être déplacés en translation de manière à modifier l'angle de projection 18 du volume imagé.
La source de rayonnement 14 et le réseau détecteur 16 peuvent être déplacés en translation de sorte que l'angle de projection 18 peut être n'importe quel angle de projection aigu ou oblique. Le fonctionnement de la source de rayonnement 14 est commandé par un mécanisme de commande 28 du système d'imagerie 10. Le mécanisme de commande 28 comprend un organe de commande de rayonnement 30 qui fournit de l'énergie et des signaux de cadencement à la source de rayonnement 14, et un organe de commande de 10 moteur 32 qui règle les vitesses de translation et positions respectives de la source de rayonnement 14 et du réseau détecteur 16. Un système d'acquisition de données (SAD) 34 du mécanisme de commande 28 échantillonne des données numériques provenant du détecteur 16 en vue d'un traitement subséquent. Un reconstructeur d'image 36 reçoit du système d'acquisition de données 34 un ensemble de données de projection 15 échantillonnées et numérisées et réalise une reconstruction d'image rapide, comme décrit dans la présente. L'ensemble de données tridimensionnel reconstruit, représentatif d'un objet imagé 12, est appliqué en entrée d'un ordinateur 38 qui mémorise l'ensemble de données tridimensionnel dans une mémoire de masse 40. Le reconstructeur d'image 38 est programmé pour exécuter des fonctions décrites dans la présente, et tel qu'il est 20 utilisé dans la présente, le terme reconstructeur d'image désigne des ordinateurs, processeurs, microcontrôleurs, microordinateurs, circuits logiques programmables, circuits intégrés à application spécifique (ASIC), réseau prédiffusé programmable par
l'utilisateur (FPGA) et autres circuits programmables.
L'ordinateur 38 reçoit aussi des instructions et des paramètres de balayage d'un 25 opérateur via un pupitre 42 comprenant un dispositif d'entrée. Un dispositif d'affichage 44, tel qu'un tube à rayons cathodiques ou un afficheur à cristaux liquides (LCD), permet à l'opérateur d'observer l'ensemble de données tridimensionnel reconstruit et d'autres données fournies par l'ordinateur 38. Les instructions et paramètres fournis par l'opérateur sont utilisés par l'ordinateur 38 pour transmettre des signaux de commande et des informations au système d'acquisition d'image 34, à l'organe de commande de
moteur 32 et à l'organe de commande de rayonnement 30.
En service, une patiente est placée de sorte que l'objet d'intérêt 12 se trouve dans le champ de vision du système 10, c'est-à-dire qu'un sein 12 est placé dans le volume 5 imagé s'étendant entre la source de rayonnement 14 et le réseau détecteur 16. Des vues du sein 12 sont ensuite acquises à partir d'au moins deux angles de projection 18 afin de produire un ensemble de données de projection du volume d'intérêt. La pluralité de vues représente l'ensemble de données de projection pour tomosynthèse. L'ensemble de données de projection collecté est ensuite utilisé pour produire en ensemble de données 10 tridimensionnel, c'est-à- dire une pluralité de tranches du sein 12 balayé, représentatif d'une radiographie tridimensionnelle du sein 12 imagé. Après activation de la source de rayonnement 14 de sorte que le faisceau de rayonnement est émis à un premier angle de projection 50, une vue est collectée en utilisant le réseau détecteur 16. L'angle de projection 18 du système 10 est ensuite modifié par translation de la position de la 15 source 14 de sorte que l'axe central 48 du faisceau de rayonnement est changé pour
former un deuxième angle de projection 52 et la position du réseau détecteur 16 est changée pour que le sein 12 reste à l'intérieur du champ de vision du système 10. La source de rayonnement 14 est de nouveau activée et une vue est collectée pour le deuxième angle de projection 52. La même procédure est ensuite répétée pour n'importe 20 quel nombre d'angles de projection 18 subséquents.
La figure 2 représente un procédé 60 pour améliorer la visibilité d'un objet 61 dans une image radiographique. Dans la forme de réalisation exemplaire, le procédé 60 comprend les étapes consistant à produire 62 une image radiographique d'au moins un objet 61 (représenté sur la figure 3), produire 64 un estimateur d'un arrière-plan 25 entourant l'au moins un objet 61, soustraire 66 l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet 61, redéfinir 68 l'estimateur des intensités de pixel dues à l'objet 61, et combiner 70 l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet 61 et l'image radiographique pour produire une image accentuée. Dans une forme de réalisation exemplaire, l'objet 30 61 est une microcalcification et l'arrière-plan entourant l'objet 61 est une portion du sein 12. Par exemple, les projections sont similaires à un mamrnmogramme conventionnel dans lequel tous les tissus placés entre la source 14 et le détecteur 16 contribuent à l'image. En conséquence, des ensembles de données de tomosynthèse bruts sont composés d'un certain nombre de projections. Cet ensemble de projections est ensuite 5 utilisé pour reconstruire un volume, qui est composé d'une pluralité de tranches qui sont conceptuellement dues à une partie des tissus présents entre la source 14 et le détecteur 16. En conséquence, les procédés décrits dans la présente peuvent être utilisés sur n'importe quelle projection incluse dans l'ensemble de données de tomosynthèse, pour
n'importe laquelle des tranches du volume, ou une combinaison des deux.
Les procédés décrits dans la présente peuvent donc être utilisés en imagerie sur pellicule numérisée, ou en imagerie mammographique numérique, c'est-à-dire en mammographie numérique plein champ (FFDM). Dans une forme de réalisation, la mammographie FFDM comprend un système à détection directe qui convertit directement les rayons X en une charge qui devient une intensité de pixel. Dans une 15 variante, la mammographie FFDM comprend un système à détection indirecte qui convertit les rayons X en lumière, appelée scintillation, la lumière étant ensuite
convertie en une charge qui devient une intensité de pixel.
Dans une forme de réalisation exemplaire, la production 62 d'une image radiographique normalisée comprend le fait de produire au moins une image parmi une 20 image mammographique numérique et (ou?) une image mammographique sur pellicule numérisée. L'image mammographique est normalisée de sorte que les valeurs d'intensité de l'image sont proportionnelles à l'intégrale, sur un chemin parcouru par un rayon X, du produit d'un coefficient d'atténuation par une épaisseur. Le produit coefficient d'atténuation x épaisseur caractérise une quantité totale d'atténuation du faisceau de 25 rayons X entre la source de rayonnement 14 et le réseau détecteur 16. Une fois que l'image a été normalisée, une pluralité de microcalcifications 61 (ItMC) apparaissent sous la forme de maxima locaux de luminosité sur l'image. Dans une forme de réalisation, chaque pixel d'image G(i, j) sur le détecteur 16 peut être exprimé par: G(i, j) = I J4(x,y,z,E)dEdp (Eq. 1) parcours énergie dans laquelle pt(x, y, z, E) est un coefficient d'atténuation du sein 12, qui dépend de
l'énergie des rayons X, en chaque position du sein 12.
L'intégrale sur l'énergie (dE) décrit une intensité de pixel produite par le spectre multi-énergétique des rayons X, et l'intégrale sur le parcours (dp) décrit une trajectoire 5 de la pluralité de rayons individuels du faisceau de rayons X jusqu'à une position de pixel. Dans une forme de réalisation exemplaire, les coefficients d'atténuation jt(x, y, z, E) s'étalent sur un large intervalle qui comprend des atténuations dues à des tissus fibroglandulaires ou équivalents, à des tissus adipeux, et à une pluralité de sels calciques. La figure 3 représente une partie d'une image de spécimen de mastectomie dans laquelle 10 des microcalcifications 61 apparaissent sous la forme de petits points clairs. La figure 3 a été normalisée de sorte que la luminosité de chaque pixel est conforme au modèle de
l'équation 1.
En pratique, le coefficient d'atténuation pt(x, y, z, E) d'une microcalcification typique est environ 25 fois plus élevé que celui de la matière du sein 12 ayant la 15 deuxième plus forte atténuation. Le fort coefficient d'atténuation fait apparaître localement dans l'image une pluralité de pixels clairs, qui correspondent à des rayons X traversant une microcalcification 61. La luminosité locale est observée malgré un parcours relativement court à travers la microcalcification 61 par rapport au parcours à
travers le sein 12.
Le procédé 60 comprend aussi une décomposition de l'image radiographique en
au moins deux images séparées telles que, mais non limitées à, une première image A et une deuxième image B. Dans une forme de réalisation exemplaire, la première image A représente les contributions de chacune des microcalcifications à l'intensité de pixel, et la deuxième image B représente les contributions des tissus d'arrière-plan du sein à 25 l'intensité de pixel.
Dans une forme de réalisation, l'image radiographique peut être décomposée selon: G(i, j) u JPMC (x, y, z, E)dEdp + | s (x, y, z, E)dEdp (Eq. 2) parcoursMC énergie parcoursSein énergie
A B
dans laquelle: A(i,j) = u /MC (x, y, z, E)dEdp représente les contributions de chaque parcoursMC énergie microcalcification 61 à l'intensité de pixel; et B(i,j) = | iusein(x,y,z,E)dEdp représente les contributions des tissus parcoursSein énergie
d'arrière-plan du sein à l'intensité de pixel.
Par exemple, dans l'équation 2, la contribution du terme A(i, j) à une intensité de pixel G(i, j) provient d'une microcalcification 61 et la contribution du terme B(i, j) à
l'énergie de pixel provient des tissus restants du sein le long du même parcours.
En pratique, la contribution de B(i, j) à G(i, j) varie lentement dans une petite zone autour de chaque microcalcification 61, et en conséquence, dans une forme de 10 réalisation exemplaire, la soustraction 66 de l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à une microcalcification 61 comprend le fait de soustraire l'estimateur d'arrière-plan B(i, j) à G(i, j) pour obtenir un estimateur de A(i, j), c'est-à-dire un estimateur des contributions de chaque microcalcification 61 à une intensité de pixel. Dans une forme de réalisation, 15 un algorithme statistique tel que, mais non limité à, un modèle statistique d'arrière-plan
local et robuste qui réduit l'influence d'observations aberrantes peut être utilisé comme estimateur de B(i, j). Le terme observation aberrante, tel qu'il est utilisé dans la présente, désigne n'importe quelle valeur, lecture ou mesure qui sort largement de limites établies ou d'un intervalle central des données et qui, pour cette raison, est douteuse ou 20 considérée comme étant due à un autre objet ou processus qui n'est pas l'arrière-plan.
Dans une forme de réalisation, une pluralité d'estimateurs tels que, mais non limités à, un estimateur de moyenne locale ou un estimateur de médiane locale dans un voisinage
de G autour de (i, j) peut être utilisé pour estimer l'arrière-plan local de tissus du sein.
En conséquence, dans une forme de réalisation exemplaire, l'excès d'intensité d 25 à des microcalcifications 61 peut être estimé selon: A(i, j) = G(i, j) - B(i, j) (Eq. 3)
dans laquelle B(i, j) est un estimateur de l'arrière-plan local de tissus du sein. Dans cet exemple, la médiane locale autour de (i, j) est utilisée pour estimer l'arrière-plan B(i, j).
Dans des régions contenant des microcalcifications 61, l'excès d'intensité A(i, j) est typiquement élevé et positif La figure 4 représente le spécimen de mastectomie de la figure 3 dans lequel la médiane locale a été soustraite. Dans une forme de réalisation exemplaire, un voisinage 5 local tel que, mais non limité à, un voisinage de 7x7 pixels, est utilisé pour produire l'image à médiane locale soustraite représentée sur la figure 4. Dans une autre forme de réalisation exemplaire, le voisinage est choisi de manière variable en fonction du pas des pixels et de paramètres spécifiques de taille d'image. Par exemple, sil les pixels du sein ne contiennent pas de microcalcifications 61, les excès d'intensité A(i, j) sont 10 distribués globalement de manière monomodale autour de zéro, fluctuant en raison des
variations d'intensité naturelles d'une projection de tissus du sein sur le détecteur 16.
Dans une forme de réalisation exemplaire, les pixels d'arrière-plan du sein prennent globalement en compte les intensités d'une majorité de pixels dans l'histogramme de
n'importe quel morceau particulier.
La figure 5 est un histogramme d'une pluralité de morceaux locaux de l'image.
La figure 5a représente un morceau local d'un spécimen de mastectomie contenant une pluralité de microcalcifications 61. La figure 5b représente un morceau local d'un spécimen de mastectomie qui ne contient pas de microcalcifications 61, c'est-à-dire un morceau d'arrière-plan du sein. La figure 5c est un histogramme du morceau de sein 20 représenté sur la figure 5a, et la figure 5d est un histogramme du morceau de sein représenté sur la figure 5b. Comme représenté, l'histogramme d'intensités de la figure 5c présente une longue queue indiquée par la flèche du côté positif de la distribution. Les intensités de pixel indiquées par la flèche représentent des valeurs d'intensité de pixels qui correspondent principalement à des microcalcifications 61. L'histogramme 25 d'intensités de la figure 5d ne contient pas de microcalcifications 61 et ne présente donc pas la queue représentée sur la figure 5c, mais au contraire l'histogramme est
approximativement monomodal.
La figure 6 est un histogramme d'intensités de pixel du spécimen de mastectomie représenté sur la figure 4. Comme représenté sur la figure 6, les intensités de pixel indiquées par la flèche représentent des valeurs d'intensité de pixel qui correspondent
principalement à des microcalcifications 61.
Le procédé 60 comprend aussi une redéfinition 68 de l'estimateur des intensités de pixel dues à une microcalcifications 61, c'est-à-dire le fait de redéfinir les intensités 5 de l'estimateur de A(i, j) de sorte que seul l'excès d'intensité d principalement à des microcalcifications 61 reste positif. Dans une forme de réalisation exemplaire, la
redéfinition 68 peut être réalisée en utilisant une table à consulter.
La figure 7 est un histogramme d'intensités 100 du spécimen de mastectomie à médiane soustraite. Comme représenté, une grande zone centrée autour de zéro 10 correspond principalement à un excès d'intensité d à une variabilité normale des tissus d'arrière-plan du sein, et la queue indiquée par la flèche correspond principalement à un excès d'intensité d à des microcalcifications 61. Une courbe 102 décrit la relation entrée/sortie entre les intensités du spécimen de mastectomie à médiane soustraite et les intensités de sortie A,. Comme représenté sur la figure 7, un axe x indique l'intensité 15 d'entrée, c'est-à-dire l'intensité d'une première image A, et un axe y indique l'intensité de sortie. En conséquence, l'image d'estimateur d'excès d'intensité d'entrée, la première image A, est redéfinie en utilisant la table à consulter exemplaire pour produire une image de sortie Ae. Dans une forme de réalisation exemplaire, la table à consulter est configurée pour identifier les pixels associés à la queue, c'est-à-dire qui peuvent être 20 considérés comme étant des microcalcifications, et comprend un paramètre a. Dans une forme de réalisation exemplaire, a est choisi pour indiquer un seuil approximatif en dessous duquel un excès d'intensité absolu dans A est redéfini à zéro, et au-dessus duquel l'excès d'intensité dans A en un point dépassant ce seuil est conservé. Comme représenté sur la figure 7, les intensités supérieures à aL correspondent principalement à 25 une pluralité de maxima locaux de luminosité. Dans une forme de réalisation, une table à consulter est choisie de manière variable pour faciliter l'élimination d'une fluctuation due aux tissus d'arrière-plan du sein. Dans une forme de réalisation exemplaire, a est une fonction des propriétés physiques et statistiques de la radiographie du sein et des microcalcifications. Dans au moins un système de diagnostic assisté par ordinateur 30 (DAO), les seuils sont calculés par des réseaux neuronaux ou de manière heuristique, il par exemple. Par exemple, dans certains algorithmes de DAO connus, des paramètres de détection sont calculés dans une phase "d'apprentissage" intensive, tandis qu'en utilisant les procédés décrits dans la présente, le calcul de a n'est pas itératif ni la conséquence d'un apprentissage à partir d'exemples d'images, mais est une fonction de propriétés 5 physiques qui peuvent être mesurées dans une procédure d'étalonnage théoriquement
sans observer aucune image réelle.
Dans une forme de réalisation exemplaire, ax est une constante dans la minimisation d'énergie suivante: Ae = arg, min(A - x) + Si (Eq. 4) Dans une forme de réalisation, la minimisation d'énergie de l'équation 4 peut être résolue en utilisant une pluralité de techniques de minimisation semi-quadratiques pour redéfinir les intensités A aux intensités Ae au lieu d'une table à consulter. En
conséquence, l'image Ae peut être calculée par une table à consulter ou un algorithme.
Dans une forme de réalisation exemplaire, comme G est nominalement une 15 image du produit coefficient d'atténuation x épaisseur, une pluralité d'estimateurs statistiques de taille des microcalcifications, composition des microcalcifications, paramètres d'acquisition, modèles de bruit et densité de sein peuvent être utilisés pour calculer a. Dans une forme de réalisation exemplaire, a est donc un seuil d'excès d'intensité constant et préalablement déterminé. Par exemple, à partir d'une image 20 d'entrée A, les valeurs positives non nulles de l'image de sortie Ae correspondent à des
maxima locaux dans G ou à des parties de maxima locaux.
La figure 8 est une image d'excès d'intensité redéfinie, correspondant à G sur la
figure 3 après traitement par soustraction 66 de l'estimateur d'arrièreplan local et redéfinition 68 de l'estimateur d'excès d'intensité en utilisant une table à consulter 25 semblable à celle utilisée sur la figure 7.
La combinaison 70 de l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à des microcalcifications 61 et l'image radiographique pour produire une image accentuée accroît le contraste local d'une pluralité de maxima locaux, c'est-à-dire des microcalcifications 61, tout en préservant une pluralité d'informations d'arrière-plan du 30 sein. Dans une forme de réalisation, la combinaison 70 des estimateurs redéfinis comprend le fait de combiner les estimateurs redéfinis en utilisant un algorithme multiplicatif ou bayésien. Dans une forme de réalisation exemplaire, les images G et Ae sont combinées par choix d'un facteur de pondération: vérifiant O < f3 < 1 pour Ae, de sorte qu'une image améliorée Ge est définie par: Ge= (1-)G +Ae (Eq. 5) La figure 9 représente une image accentuée Ge produite en utilisant le procédé représenté sur la figure 2. Dans une variante, l'image accentuée Ge peut être affichée sur le système 10 ou une pluralité d'images peuvent être transférées sur pellicule
radiographique en vue d'un examen sur support d'impression.
LISTE DES COMPOSANTS 10 Système d'imagerie médicale 12 Objet 14 Source de rayonnement 16 Réseau détecteur 18 Angles de projection 20 Plans 28 Mécanisme de commande 30 Organe de commande de rayonnement 32 Organe de commande de moteur 34 Système d'acquisition de données (SAD) 36 Reconstructeur d'image 38 Ordinateur 40 Mémoire de masse 42 Pupitre 44 Dispositif d'affichage 48 Axe central 50 Premier angle de projection 52 Deuxième angle de projection 60 Procédé 61 Objet 62 Production d'une image radiographique d'au moins un objet 64 Production d'un estimateur d'arrière-plan de l'au moins un objet 66 Soustraction de l'estimateur à l'image pour produire des intensités de pixel 68 Redéfinition de l'estimateur des intensités de pixel dues à l'objet 70 Combinaison de l'estimateur redéfini et l'image radiographique pour produire une image Intensités du spécimen de mastectomie 102 Courbe
Claims (10)
1. Procédé (60) permettant une amélioration de la visibilité d'un objet (12, 61) dans une image radiographique, ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: produire (62) une image radiographique contenant au moins un objet; produire (64) un estimateur d'un arrière-plan entourant l'au moins un objet; soustraire (66) l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet; redéfinir (68) l'estimateur des intensités de pixel dues à l'objet; et combiner (70) l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et
l'image radiographique pour produire une image améliorée.
2. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite production 15 d'une image radiographique comprend le fait de produire une image radiographique par un système d'imagerie utilisant au moins une technique parmi l'imagerie sur pellicule numérisée, l'imagerie mammographique numérique plein champ (FFDM) et l'imagerie
par tomosynthèse, configuré pour produire des images par tomosynthèse.
3. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre une étape de normalisation de l'image radiographique, ladite image radiographique normalisée comprenant une image représentant l'intensité d'un produit coefficient
d'atténuation x épaisseur en chaque pixel de l'image radiographique.
4. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit objet (12, 61) comprend une microcalcification et ladite image radiographique comprend une image
radiographique de mammographie normalisée par épaisseur.
5. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre une étape de décomposition de l'image radiographique en une première image A et une deuxième image B selon: G(i, j) = If}MC (x, y, z, E)dEdp + f Jpus1r (x, y, z, E)dEdp parcoursMC énergie parcoursSein énergie dans laquelle: A(i, j) f fU.Mc(x, y,z,E)dEdp représente les contributions de chaque parcoursMC énergie objet (12, 61) à une intensité de pixel; et B(i, j)= f fsein,(x,y,z,E)dEdp représente les contributions des tissus parcoursSein énergie d'arrière-plan du sein à une intensité de pixel. 10
6. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite soustraction (66) de l'estimateur d'arrière-plan à l'image radiographique pour produire un estimateur des intensités de pixel dues à l'objet (12, 61) comprend le fait de soustraire l'estimateur d'arrière- plan B selon: A(i, j) = G(i, j) - B(i, j) dans laquelle: B(i, j) est un estimateur de l'arrière-plan local de tissus du sein; G(i, j) est une image d'intensité de rayons X du produit coefficient d'atténuation x épaisseur normalisée; et
A(i, j) représente les contributions de chaque objet à une intensité de pixel.
7. Procédé (60) selon la revendication 4, caractérisé en ce que ladite redéfinition de l'estimateur des intensités de pixel dues à des microcalcifications comprend le fait de redéfinir l'estimateur des intensités de pixel dues à des microcalcifications en utilisant 25 au moins un outil parmi une table à consulter et un algorithme, ledit algorithme comprenant un algorithme de minimisation d'énergie incluant une pluralité de
paramètres basés sur des propriétés physiques d'imagerie.
8. Procédé (60) selon la revendication 7, caractérisé en ce que ladite redéfinition de l'estimateur des intensités de pixel en utilisant une table à consulter comprend le fait de redéfinir l'estimateur des intensités de pixel en utilisant une table à consulter incluant un seuil d'excès d'intensité constant préalablement déterminé afin de produire une image de 5 sortie Ae, ledit seuil d'excès d'intensité constant préalablement déterminé étant une fonction de propriétés physiques et statistiques de la radiographie du sein et des microcalcifications.
9. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite combinaison 10 (70) de l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et l'image radiographique pour produire une image accentuée comprend le fait de combiner l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et l'image radiographique pour produire une image accentuée en utilisant au moins un algorithme parmi un algorithme
multiplicatif et un algorithme bayésien.
10. Procédé (60) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite combinaison (70) de l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet (12, 61) et l'image radiographique pour produire une image accentuée comprend le fait de combiner l'estimateur redéfini des intensités de pixel dues à l'objet et l'image radiographique pour 20 produire une image accentuée selon: Ge = (1 - 13)G + P3Ae dans laquelle: Ae est une image de sortie redéfinie;
D est un facteur de pondération vérifiant 0 < p < 1; et 25 Ge est une image accentuée.
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