FR2846503A1

FR2846503A1 - Procede de determination des parametres optimaux d'une acquisition de radiographie

Info

Publication number: FR2846503A1
Application number: FR0213565A
Authority: FR
Inventors: Cyril Allouche; Lionel Desponds; Philippe G Ballesio; Francois Serge Nicolas
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-10-29
Filing date: 2002-10-29
Publication date: 2004-04-30
Anticipated expiration: 2022-10-29
Also published as: DE10349785A1; FR2846503B1; US20040125921A1; JP2004148121A

Abstract

Pour régler une installation de radiologie, afin que les images qu'elle permet de révéler soient les plus contrastées possible, on prévoit de mesurer une épaisseur équivalente moyenne du corps d'un patient sous examen à partir d'une image test. On élimine toutefois au préalable de cette image test des éléments d'image dont la signification est connue a priori comme ne comportant pas de niveaux de gris intéressants. On montre en outre qu'on peut régler la dynamique de l'image de manière objective en retenant ce seuil d'épaisseur et cette épaisseur moyenne équivalente comme une proportion donnée de cette dynamique. De préférence, ce calcul et ce réglage sont entrepris à la volée, en temps réel après l'acquisition de l'image test.

Description

Procédé de détermination des paramètres optimaux d'une acquisition de radiographie
La présente invention a pour objet un procédé de détermination des paramètres optimaux d'une acquisition de radiographie. Le procédé de l'invention est de préférence automatique. L'invention a également pour objet un procédé de réglage d'une installation de radiologie, notamment un procédé de réglage de la haute tension d'alimentation d'un tube à rayons X de cette installation, ainsi que du courant de ce tube, afin de réaliser cette acquisition avec cette installation. Le but de l'invention est de maîtriser une dose de rayonnement émis, et d'augmenter le contraste d'une image acquise avec une telle installation, afin qu'elle révèle au mieux des structures qu'on cherche à examiner.

Le procédé de l'invention est destiné à être mis en #uvre avant chaque acquisition, en temps réel, à partir d'une image test.

Une installation à rayons X requiert que des paramètres d'exposition corrects, essentiellement la haute tension kVp, l'intégrale du courant débité mAs, et le pouvoir de filtrage de filtres interposés, soient estimés correctement, de manière à assurer une pénétration optimale du rayonnement dans les tissus étudiés et une bonne qualité d'image. Ces paramètres dépendent physiquement de l'épaisseur radiologique des zones imagées. Un corps d'un patient présente une distribution d'épaisseurs, exprimées en termes d'épaisseurs équivalentes, en regard de chacun des éléments d'image, pixels, d'un détecteur de l'installation. Le corps peut par ailleurs être représenté par une épaisseur moyenne, dite EPT moyen, EPT mean pour Equivalent Patient Thickness - épaisseur équivalente du patient.

Cette distribution est encore mieux représentée par la dynamique patient, notée AEPT, qui correspond à la variation d'épaisseur équivalente des tissus d'intérêt.

Jusqu'à présent, dans les installations, seul l'EPT moyen était pris en considération. Dans les débuts de la radiologie, l'épaisseur équivalente moyenne du patient, l'EPT moyen, était déduite du poids de ce patient. Par la suite, cette épaisseur moyenne a été mesurée d'une façon plus réaliste, en prélevant une image test du patient, avec des conditions données arbitraires de fonctionnement de l'installation de radiologie, et en mesurant

sur l'image test ainsi relevée des caractéristiques d'éléments d'image représentatifs de cette épaisseur moyenne. Pour fixer les idées, et bien que ceci ne soit pas une limitation, des épaisseurs moyennes pouvaient ainsi être mesurées entre 4 ou 5 centimètres et une quarantaine de centimètres.

En ce qui concerne la dynamique AEPT du patient, elle n'était pas mesurée.

Elle était imposée arbitrairement à une valeur pouvant varier entre quelques centimètres et une vingtaine de centimètres. Cette dynamique patient était laissée à la disposition du praticien. Ce praticien s'en servait pour régler le contraste des images révélées de la manière qui lui convenait le mieux.

Dans ces conditions, le réglage était subjectif mais pas objectif.

La dynamique en épaisseur du corps d'un patient est la variation constatée, dans les zones d'intérêt du patient, entre les épaisseurs équivalentes les plus faibles et les épaisseurs les plus fortes. Par exemple, pour une dynamique en épaisseur, partant d'une épaisseur minimale (de l'ordre de 3 cm) on peut aller jusqu'à une épaisseur maximum plus ou moins grande, dépendant des tissus à imager dans le patient. Par exemple une dynamique utile de 5 cm en épaisseur est rencontrée dans la région de l'abdomen d'un patient (où les tissus sont peu différenciés en termes de densité radiologique) alors que dans d'autres régions du corps du patient une dynamique plus grande par exemple de 14 cm est rencontrée. La dynamique de mesure doit être adaptée respectivement de 3 à 3+5=8 cm dans le premier cas, ou de 3 à 3+14=17 cm dans le deuxième. Si une dynamique par défaut est retenue, typiquement une dynamique de 14 cm en épaisseur, et si on mesure avec un tel réglage de l'installation une zone d'abdomen d'un patient, alors on perd beaucoup en contraste d'image, en sensibilité de détection et de révélation, puisque le signal utile pour l'abdomen ne sera révélé qu'avec une dynamique de 5/14ème de ce qui serait possible.

L'inconvénient présenté par ces méthodes est que le contraste des images montrées est donc toujours sous-optimal. En effet, en particulier dans le cadre des radiographies du pelvis, aucun mécanisme n'est mis en #uvre pour rejeter des zones de saturation, et aussi des zones dites de nonanatomie. Ceci conduit à des estimations erronées de l'épaisseur équivalente moyenne, EPT moyen. En outre l'absence de dispositif d'élimination des radiations de saturation force l'utilisateur à utiliser des

filtres de contour, et à retenir des mises en place strictes de patients. Ceci n'est particulièrement pas facile lorsque l'image doit révéler des angiographies à proximité du bas des poumons.

Enfin la dynamique ne peut pas être estimée, ce qui conduit à une gestion sous-optimale des doses et à un défaut de qualité. Dans d'autres cas, un défaut de réglage de la dynamique peut conduire à des saturations aberrantes dans certaines images : une partie intéressante de l'image se trouve dans une zone saturée. Dans d'autres cas, le mauvais contraste ou des images trop sombres peuvent conduire à un rapport contraste à bruit inférieur de 30 % par rapport à un contraste optimal.

L'invention a pour objet de remédier à ces inconvénients en agissant de deux manières. Dans une première manière, le calcul de l'épaisseur moyenne qui est une information pivot pour le réglage de l'installation est effectué, comme dans l'état de la technique, à partir d'une image test acquise avec une installation de radiologie fonctionnant dans des conditions connues de fonctionnement. Mais dans cette image test, selon l'invention, on écarte des éléments d'image qui ne sont pas représentatifs de parties anatomiques significatives du patient. Parmi les parties non significatives on retiendra d'une part les parties saturées de l'image. Typiquement, les parties saturées correspondent à des parties de l'image situées au-delà du bord du corps du patient. Mais de préférence dans l'invention, on verra que ces parties non significatives peuvent correspondre à des épaisseurs de corps de patients inférieures à un seuil, qu'on déterminera, en deçà duquel on sait qu'aucune structure anatomique n'a d'intérêt. Dans une deuxième manière, ayant par ailleurs déterminé ce seuil, on retient comme élément de fixation de la dynamique un écart entre ce seuil, exprimé en terme d'épaisseur équivalente, et l'épaisseur moyenne du corps du patient EPT moyen. On dispose alors en agissant ainsi d'une grandeur représentative d'une mesure objective de la dynamique d'affichage à retenir.

Par ailleurs on montrera que ces épaisseurs de seuil peuvent ellesmêmes être corrigées pour tenir compte, ou non, de certains phénomènes perturbateurs, de façon à augmenter la robustesse de la détermination de l'épaisseur équivalente moyenne ou de la dynamique.

L'invention a donc pour objet un procédé de détermination des paramètres optimaux d'une acquisition de radiographie, dans lequel,

- on acquiert une première image test du patient dans des conditions de réglage connues d'une installation de radiologie utilisée à cet effet, - on mesure pour ces conditions de réglage connues une épaisseur moyenne du patient à partir de cette première image test, et - on détermine les paramètres optimaux de l'acquisition à partir de cette épaisseur moyenne, caractérisé en ce que - pour mesurer l'épaisseur moyenne à partir de cette première image test, on écarte dans cette première image test des éléments d'images qui ne sont pas représentatifs de parties anatomiques significatives du patient.

L'invention a également pour objet le réglage d'une installation de radiologie, notamment de la haute tension appliquée entre une anode et une cathode d'un tube à rayon X de cette installation, ce réglage étant fonction de l'épaisseur moyenne d'un patient examiné et étant réalisé de préférence en temps réel, en quelques millisecondes.

L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit et à l'examen des figures qui l'accompagnent. Celles-ci ne sont présentées qu'à titre indicatif et nullement limitatif de l'invention. Les figures montrent : - Figure 1 : une représentation schématique composite d'un phénomène d'irradiation et de sa prise en compte, dans l'état de la technique, et dans l'invention respectivement ; - Figure 2 : représentation schématique d'une partie du corps d'un patient dans laquelle différentes zones sont représentées : des zones d'intérêt et des zones de peu d'intérêt ; - Figure 3 : une suite d'étapes mises en #uvre dans un procédé préféré de réglage d'une installation radiologique selon l'invention, notamment avec tous les perfectionnements dont certains sont seulement optionnels ; - Figure 4 : la représentation d'un histogramme d'éléments de l'image relevée permettant de mieux comprendre le fonctionnement de l'invention.

La figure 1 montre, notamment dans sa partie supérieure, une installation de radiologie schématique utilisable pour mettre en oeuvre le procédé de l'invention. Cette installation comporte un tube T à rayons X émettant des rayons X RX en direction du corps C d'un patient. Le corps C est montré ici comme possédant un profil triangulaire. Cette représentation

est tout à fait artificielle mais elle permettra d'expliquer plus simplement l'invention. Bien entendu le corps du patient a plutôt une forme ovale voire rectangulaire dans une coupe examinée. Le rayonnement X émis par le tube T est traditionnellement filtré par des filtres formés par des lames de cuivre FCu et par des lames d'aluminium FAI. Ces filtres permettent de s'assurer que la densité spectrale des rayons X est confinée dans une bande passante relativement étroite. Le pouvoir de filtrage de ces filtres intervient bien entendu dans le réglage de l'appareil, différents filtres pouvant être mis en place à la demande.

En dessous d'un plateau support patient non représenté est située une grille anti-diffusante GA superposée à un détecteur D. La grille GA comporte en pratique un certain nombre de parois septales permettant de s'assurer que le rayonnement qui la traverse est uniquement (en théorie) un rayonnement X provenant directement du tube T. La grille GA réalisant cependant une absorption, son épaisseur est réduite, ce qui conduit à réduire l'efficacité de captage de diffusions Compton, formant un rayonnement diffusé, et qu'on cherche à éliminer. Le détecteur D comporte par ailleurs un ensemble d'éléments détecteurs d'un signal d'image correspondant à des éléments d'image, ou pixels P. Le détecteur D est en pratique un détecteur électronique. Dans la suite de l'exposé, on assimilera aux pixels le signal délivré par les éléments détecteurs situés à leur endroit.

On pourrait toutefois aussi envisager de numériser une image acquise sur un film.

La figure 1 montre le corps C, selon une direction X et une direction en épaisseur, en hauteur. Mais il faut admettre que le détecteur D ainsi que la grille anti-diffusante GA sont évidemment à deux dimensions. Le détecteur D ainsi que la grille GA définissent un champ de vue FOV, pour Field of View en anglais. Ce champ de vue FOV s'étend sur des zones de saturation Zsat ainsi que sur des zones de corps, en regard du corps C qu'on séparera, selon l'invention, en zones anatomiques Za et zones de non anatomie Zna.

Le premier diagramme de la figure 1 représente en correspondance, en dessous de cette installation schématique, une épaisseur du corps C du patient croissant en fonction de l'abscisse X. Cette épaisseur part de zéro à la frontière entre la zone de saturation Zsat de gauche et la zone de non anatomie Zna et augmente jusqu'à l'épaisseur maximale, à l'extrémité à

droite du corps C. Ce diagramme en épaisseur est à la fois ici un diagramme en épaisseur vraie et un diagramme en épaisseur équivalente, l'un se déduirait de l'autre par une simple homothétie.

Les épaisseurs équivalentes sont des épaisseurs de tissus humains donnés par leurs équivalents en épaisseur de matériaux plastiques de qualité connue par des normes.

Le diagramme situé en dessous du diagramme de l'épaisseur montre pour cette épaisseur le signal reçu par le détecteur D. Dans les zones de saturation Zsat, le détecteur est effectivement normalement saturé puisque aucun tissu n'a été interposé sur le cheminement du rayonnement X. Le détecteur mesure une énergie reçue qui est dépendante de la force de pénétration des rayons (de la dureté des rayons X) et de la durée de la pose ou plus simplement des milliampères multipliés par les secondes de cette pose. De manière attendue, le signal reçu décroît en correspondance de l'épaisseur du corps C que les rayons X ont à traverser. On montre ici artificiellement que la décroissance est linéaire avec l'épaisseur. Ceci n'est pas vrai en théorie et en pratique du fait d'une absorption de type exponentielle. Mais cette représentation simpliste permet de mieux expliquer l'invention.

Si l'installation pour les conditions connues de réglages n'est pas trop mal réglée pour l'épaisseur maximale du corps C la quantité d'énergie reçue pour les pixels de droite concernés par cette épaisseur maximale ne sera pas nulle. Sinon il y a ébasage, et les conditions d'acquisition de l'image de test à partir desquelles on ferait toutes les mesures seraient un peu faussées. Naturellement, au-delà à droite du bord du corps C, le signal reçu correspond également à un signal de saturation.

Le détecteur D ou tout autre système équivalent d'imagerie, y compris la numérisation d'un cliché révélé sur un film radiographique, possède une dynamique de révélation. En pratique, à l'endroit de chaque pixel, l'énergie reçue est mesurée par des compteurs d'échantillonnages dont le nombre de positions de comptage est limité. Dans un exemple non limitatif, on a retenu des compteurs à 14 positions de sorte que le signal délivré par ces compteurs ne peut être que compris entre 0 et 214-1c'est à dire entre 0 et 16383 (ou 16384 en oubliant le -1). Un premier réglage simple de la dynamique du détecteur peut être de régler un niveau de gris maximal,

correspondant aux parties blanches de l'image, pour les zones du corps en limite de la zone saturée à gauche, et un niveau de gris 0, correspondant au noir, pour l'épaisseur du corps C la plus grande. Entre les deux, ici artificiellement, on a montré que le signal évoluait en fonction de l'abscisse X d'une manière linéaire en passant de 16384 à 0 d'un bord à l'autre du corps C.

En définitive toutes ces explications expliquent, pour des conditions connues de réglage de l'installation, l'acquisition d'une première image test.

Par exemple cette image peut être celle représentée sur la figure 2 montrant, très schématiquement le pelvis, d'un patient. Sur cette image on distingue, à droite et à gauche des jambes Jd et Jg, des zones de saturation Zsat de même qu'entre ces jambes. Avant l'invention, la valeur moyenne EPT moyen de l'épaisseur du corps du patient C était mesurée en prenant en compte à la fois les zones représentatives du corps C et à la fois les zones de saturation. Dans l'invention, en particulier, on éliminera les zones de saturation, mais pas seulement ou pas exclusivement celles-là.

Si, en particulier, on détermine qu'une zone d'intérêt ZI, délimitée ici par des tirets, correspond à une partie abdominale du corps du patient, on a intérêt à augmenter le contraste dans cette zone d'intérêt. On notera par ailleurs que le problème du contraste est particulièrement délicat à résoudre pour les zones abdominales, où les tissus sont de fait peu différenciés, et où naturellement le contraste n'est pas très bon.

Dans l'invention on a par ailleurs remarqué que dans les zones dites de non-anatomie, typiquement représentées par les bords B du corps C du patient, il n'y avait pas d'information d'image à rechercher. Dans l'invention on a alors éliminé, pour le calcul de l'épaisseur moyenne représentative de conditions vraiment utiles d'acquisition, de préférence, à la fois les zones de saturation et à la fois les zones de non-anatomie.

Sur la figure 1, on a ainsi représenté sur le diagramme de l'épaisseur, deuxième diagramme, d'une manière schématique, un seuil d'épaisseur S en deçà duquel on considère que les zones du corps examiné sont des zones de non-anatomie. On verra plus loin comment ce seuil S est déterminé. Cependant, connaissant ce seuil S, on peut calculer, dans les conditions de l'acquisition de l'image test étudiée, à quel niveau de gris ce seuil S d'épaisseur correspond. On appelle GTH ce seuil de niveau de gris.

On peut aussi calculer son équivalent en dose reçue. Pour calculer alors la valeur moyenne, EPT moyen, dans l'invention on réalise un histogramme des valeurs de niveau de gris des pixels de l'image. En pratique ici, puisque d'une manière très artificielle le corps C a un profil triangulaire, et en négligeant la mesure exponentielle, l'histogramme se présente sous la forme d'un nombre de pixels constant, quel que soit le niveau de gris, voir le diagramme en bas à droite de la figure 1. Cet histogramme comporte, pour les zones de saturation, un nombre très important de pixels révélateurs d'un signal saturé, niveaux de gris supérieurs à un niveau de saturation, indiqué schématiquement à 16384 dans l'exemple. Il montre par ailleurs une zone hachurée située au-dessus du niveau de gris correspondant au seuil S d'épaisseur.

L'idée de l'invention est de calculer l'épaisseur moyenne EPT moyen sur les bons pixels candidats seulement, c'est à dire sur ceux situés à droite de l'épaisseur seuil sur le haut de la figure 1, et situés en dessous du niveau de gris correspondant dans l'histogramme. La population de l'histogramme ainsi réduit permet alors de calculer une épaisseur moyenne.

En pratique, les niveaux de gris sont révélateurs des doses reçues.

Ces doses reçues révèlent, selon la formule I = Io exp(-ux), que le niveau de rayonnement reçu varie exponentiellement en fonction de l'épaisseur (x).

Pour calculer l'épaisseur moyenne, il faut donc convertir l'histogramme en niveaux de gris en un histogramme en épaisseur S équivalentes, en passant par le logarithme des niveaux de gris (ou des doses reçues si on travaille en doses). Avec les épaisseurs équivalentes et avec le nombre de leurs occurrences, on calcule l'épaisseur moyenne.

Celle-ci est représentée ici d'une manière très schématique comme correspondant à une position intermédiaire entre le niveau de gris du seuil d'épaisseur et le niveau de gris de l'épaisseur maximale. Cette épaisseur moyenne est ainsi calculée d'une manière bien plus rigoureuse que dans l'état de la technique (et on verra par la suite comment ce calcul peut luimême être encore amélioré). Cette épaisseur moyenne est utilisée d'une manière connue pour régler l'installation de radiologie. Il suffit d'utiliser cette épaisseur moyenne dans un logiciel de trajectoire. Un tel logiciel de trajectoire comporte des moyens de déterminer les paramètres de réglage d'une installation, en fonction notamment d'une épaisseur moyenne EPT

moyen, d'une dynamique AEPT, d'un nombre de vues souhaité, et de la température du tube T au moment de l'examen. Le calcul de trajectoire permet de régler l'installation au mieux des souhaits de l'utilisateur afin que le tube en fin d'expérience n'atteigne pas des valeurs de température conduisant à sa détérioration. Ces logiciels de trajectoire sont connus et spécifiques à chaque installation.

Cependant dans l'invention, plutôt que d'en rester là, avec cette épaisseur moyenne, on calcule également la dynamique. En effet, on peut admettre que les conditions de réglage dictées par la seule connaissance de l'épaisseur moyenne vont correspondre à celles d'une décroissance des niveaux de gris, des épaisseurs nulles jusqu'aux épaisseurs les plus fortes, telle que représentée sur la courbe C1 de la figure 1. A l'opposé, dans l'invention on va aussi régler la dynamique. Celle-ci est réglée de telle façon que l'épaisseur moyenne, EPT moyen, corresponde à une proportion donnée de la dynamique en niveaux de gris du signal, ou en doses si on travaille en doses. Dans ce but d'une part, à titre de perfectionnement, plutôt que de choisir un seuil d'épaisseur S exposé jusqu'ici, on choisira un seuil dit Anatomique max correspondant à une zone maximale d'anatomie intéressante. Le niveau de gris du seuil Anatomique max est inférieur au seuil d'épaisseur. On règle alors l'installation pour que le détecteur délivre un signal maximal, 16384 niveaux de gris dans l'exemple, pour les épaisseurs correspondant à cette épaisseur de zone maximale d'anatomie. On fixe de cette façon un premier point M de réglage de la chaîne de détection. D'autre part, un deuxième point N est tel que, pour la valeur EPT moyen, EPTmean, le niveau de gris rendu par le détecteur soit égal à une proportion donnée de la dynamique. Dans un exemple cette proportion est celle de 1/20ème de la dynamique. En pratique la correspondance pour EPTmean est alors de celle du niveau de gris maximum d'affichage multiplié par la proportion donnée, soit calée à 800 niveaux de gris dans l'exemple.

Dans ces conditions, on définit la dynamique AEPT comme correspondant de préférence à la différence en épaisseurs équivalentes entre l'épaisseur anatomique maximum et l'épaisseur moyenne. On aurait pu la faire correspondre à la différence entre l'épaisseur moyenne et l'épaisseur seuil.

On obtient alors le résultat particulièrement intéressant, figure 2, que

dans la zone d'intérêt ZI, des tissus radiologiquement peu différenciés sont alors rendus avec le contraste optimal pour leur discrimination et pour l'utilisation par un praticien.

La figure 3 représente une suite d'opérations mises en #uvre dans un dispositif de traitement d'informations de l'installation radiologique de la figure 1, non représenté, dans lequel toutes ces opérations sont entreprises.

La figure 3 montre une première opération 1 à l'issue de laquelle on a déterminé l'épaisseur seuil S en deçà de laquelle on considérera que les zones du corps C sont des zones de non-anatomie. Cette étape 1 est ensuite suivie par une étape 2, étudiée plus loin, au cours de laquelle pour les conditions d'acquisition de l'image test, on calcule la dose correspondant à cette épaisseur seuil S, ainsi que, ou de préférence, le niveau de gris de cette épaisseur seuil. Au cours d'une étape 3, après la prise d'image, on réalise l'histogramme montré sur la figure 1 ainsi que l'histogramme réduit duquel on a enlevé les éléments d'image dont les niveaux de gris en pratique sont supérieurs au seuil.

La figure 4 montre un histogramme réel, en terme de nombre de pixels par niveau de gris, et non plus simpliste comme celui vu jusqu'ici. Elle montre que le niveau de gris du seuil S d'épaisseur peut se trouver bien audelà d'une zone d'intérêt réel. La figure 4 montre ainsi une partie, correspondant à du bruit, située, en termes d'épaisseur, entre l'épaisseur seuil S et une Epaisseur minimale 1 des tissus situés dans la zone d'intérêt ZI. On considère que les pixels concernés représentent du bruit parce que le nombre de pixels concernés par chaque niveau de gris y est faible et y est sensiblement constant.

Plutôt que de se satisfaire alors de l'élimination des pixels dont le niveau de gris est supérieur au niveau de gris du seuil S, l'idée complémentaire de l'invention est également d'enlever, de la population qui va être utilisée pour déterminer l'épaisseur moyenne, ceux de ces pixels dont le niveau de gris est inférieur au niveau de gris du seuil de l'épaisseur, mais qui par ailleurs sont proches de lui. Comme on veut éliminer les niveaux de gris pour lesquels les occurrences sont faibles, on établit une somme cumulée des occurrences de ces pixels représentatifs de bruit, partie hachurée de la figure 4. Dans ce but, on détermine l'Epaisseur minimale 1 correspondant à l'épaisseur d'anatomie maximale, par soustraction d'un

certain nombre prédéterminé d'occurrences cumulées de niveaux de gris.

Cette soustraction est faite à partir de l'histogramme mesuré entre ce seuil et cette anatomie maximale. Dans un exemple, on décide qu'on limite cette intégrale à 1024, on décide donc qu'on élimine ainsi 1024 occurrences de niveaux de gris. On pourrait toutefois prendre un nombre plus grand, par exemple 10 000. L'idée est, sur la figure 4, de rechercher une frontière qui se trouverait à gauche de la frontière représentée par le seuil S d'épaisseur précédemment déterminé.

La figure 4 montre deux types de tissus. Un premier tissu T1 pour lequel le bruit est peu important, et un deuxième tissu T2 montré avec des tirets pour lequel le bruit est très important. On voit qu'en décidant d'enlever un certain nombre d'occurrences de niveaux de gris de la population de pixels qui vont concourir à l'établissement de la valeur d'épaisseur moyenne EPT moyen, il est particulièrement intéressant d'éliminer les pixels correspondant à du bruit en particulier si l'épaisseur moyenne, et donc la zone utile se trouvent à une valeur bien plus élevée (par exemple autour d'une vingtaine de centimètres) comme ici avec la courbe en tirets T2.

C'est la raison pour laquelle, sur la figure 1 le point M a été réglé en tenant compte de la zone d'anatomie maximale.

On voit que pour le cas T2 représenté en tirets sur la figure 4, une telle détermination aurait conduit à déplacer le point M bien plus vers la droite en M', c'est à dire à attribuer la dynamique du détecteur à des épaisseurs bien plus élevées sans perdre une partie importante de cette dynamique pour montrer des épaisseurs faibles, dont on aurait déterminé par ailleurs qu'elles étaient sans intérêt puisque représentatives uniquement de bruit. Sur le plan pratique, d'une manière presque linéaire le déplacement du point M vers la droite sera accompagné d'une augmentation de la haute tension en kilovolts appliquée entre l'anode et la cathode du tube T.

Pour mener à bien cette recherche, optionnelle mais préférée, de l'anatomie maximale, après l'étape 3 est proposée une étape 4, figure 3, de correction de l'histogramme réduit pour tenir compte de la correction anatomique max.

L'étape 4, qui n'est pas indispensable bien que préférée, est suivie d'une étape 5 de détermination de l'épaisseur moyenne à partir de l'histogramme réduit, ou de préférence à partir de l'histogramme réduit

corrigé. Cette détermination qui sera vue plus loin, comporte un passage du domaine des niveaux de gris au domaine des épaisseurs. L'étape 5 est suivie par une étape 6 au cours de laquelle on calcule la dynamique AEPT, cette dynamique étant égale, ou correspondant, comme il a été dit ci-dessus à l'écart entre l'épaisseur moyenne EPTmoyen et le seuil d'épaisseur S, ou mieux, le seuil d'épaisseur corrigé anatomique max. L'étape 6 est suivie d'une étape 7 de type connu dans laquelle on règle l'installation en fonction de l'EPTmoyen ainsi déterminé et du AEPT ainsi calculé.

Si le praticien ne souhaite pas, pour des raisons qui sont propres à son métier, bénéficier du réglage optimal ainsi obtenu, mais s'il désire néanmoins être débarrassé des zones de saturation, on agit de même en éliminant de l'histogramme tous les niveaux de gris correspondant uniquement à cette saturation. En pratique à titre d'exemple, on élimine tous les pixels dont les niveaux de gris correspondent à la saturation, 16384 dans l'exemple, ainsi qu'à ceux qui sont compris dans une bande de niveau de gris comportant un certain nombre de niveaux de gris, par exemple 5 niveaux de gris. Cette bande Bsat est également montrée sur la figure 1. De cette façon, on ne prendra en compte que les pixels dont les niveaux de gris vont de 0 à 16379. On peut alors choisir, tout en gardant la même épaisseur moyenne de patient EPTmoyen, puisque celle-ci est exacte, de régler la dynamique AEPT en choisissant un point M" en lieu et place du point M. On constate simplement à l'examen de la figure 1, dans ce cas, que si l'épaisseur moyenne continue à être bien calculée, la dynamique n'est pas aussi optimale. Elle permet toutefois d'imager les zones B du bord du patient sans avoir à supporter d'effet de bord, formant des liserés dans les images, et dont la présence peut dans certains cas être gênante.

En ce qui concerne la détermination de l'épaisseur S de seuil en dessous de laquelle les contributions des tissus sont jugées sans intérêt, il faut de préférence tenir compte de la géométrie d'acquisition de l'installation au moment de l'acquisition de la première image de test à partir de laquelle EPTmoyen et AEPT sont déterminés. A cet effet, l'étape 1 comporte de préférence une première étape 9 au cours de laquelle une valeur AirGap d'un espace d'air E est calculé. Cet espace E correspond à l'espace situé entre le bord inférieur du corps C du patient et la grille anti-diffusante GA. On comprend que plus cet espace est grand, plus un phénomène de diffusion

Compton, certes marginal mais néanmoins existant, se propagera dans un espace plus grand de l'image. Cet espace E, de mesure AirGap, est calculé selon la formule 1 suivante :

Dans cette formule 1 SID représente en cm la distance de la source de rayons X, le tube T, à l'image, le plan du détecteur D. La variable IsoDistance représente la distance entre le bord inférieur du corps du patient et la source de rayonnement X. Dans un exemple correspondant à une géométrie d'acquisition d'une installation connue, cette variable IsoDistance a une valeur de 70,5 cm. En pratique, ces valeurs peuvent être mesurées sur l'installation utilisée, à moins d'être disponibles dans des tables dans des enregistrements correspondant à des états d'utilisation de l'installation. La variable EPTthreshold divisée par deux correspond à une valeur purement arbitraire, typiquement 3 cm, parce que cette valeur est connue dans le domaine. Une autre valeur que 3 cm peut être choisie. Elle pourrait dépendre du lieu d'examen dans le corps C. Cette valeur EPTthreshold correspond à l'épaisseur équivalente en dessous de laquelle on est sûr qu'aucun tissu intéressant n'est présent. On a ainsi découvert que cette approche de la valeur de l'espace E, indépendamment de sa signification en terme de longueur, était particulièrement utile pour la prise en compte des effets néfastes de la diffusion Compton dans les réglages de l'installation.

L'étape 1 comporte ensuite une étape 10 de calcul d'une valeur d'une variable ScatterComp, représentative de la diffusion Compton. Cette étape 10 comporte le calcul de la formule 2 suivante :

Dans cette formule, SurfaceFdbk représente en cm2 la surface du champ de vue FOV, et kVp~actual représente la haute tension avec laquelle a été alimenté le tube T au moment de l'acquisition de l'image d'essai. Les autres variables sont celles vues ci-dessus. Les coefficients sa à si sont des coefficients obtenu par une régression. En pratique, on se livre, pour une installation donnée à un nombre important de mesures sur des fantômes de densités radiologiques connues, et on détermine la variable de diffusion Compton ScatterComp par ailleurs. La régression consiste alors à minimiser l'erreur de détermination des douze coefficients sa à si pour le lot d'expériences menées. Dans un exemple, ces coefficients ont les valeurs suivantes données dans le tableau 1 suivant :

Le tableau 1 comporte deux colonnes représentant les valeurs des coefficients sa à si selon qu'une grille GA était présente, Grid Case, ou non, No Grid Case. Les valeurs indiquées dans le tableau 1 ne sont pas uniques pour l'invention. Elles dépendent entièrement de l'installation. Elles peuvent être recalculées par régression pour chaque installation.

Rendu à ce stade, il est possible de calculer, selon la formule 3 suivante, correspondant à l'étape 11 de l'étape 1, une variable intermédiaire EPTinter :
EPTinter = EPTthreshold - ScatterComp qui est l'épaisseur équivalente, maintenant calculée, qui sert de seuil de partage entre les épaisseurs réputées significatives et celles qui ne le sont pas. On pourrait se dispenser de ce calcul compliqué et imposer une valeur EPTinter purement arbitraire, qui ne tiendrait en particulier pas compte de la géométrie de l'installation et des conséquences des diffusions Compton. On obtiendrait toutefois, sauf hasard improbable, une détermination moins correcte de l'épaisseur de seuil, et donc une détermination moins bonne de EPTmoyen, et donc une sous optimisation du réglage de l'installation.

La mise en oeuvre de l'étape 2 se réalise par le calcul de la formule 4 suivante :

dans laquelle # est une fonction dite de Tansig, connue, et est donnée par

la formule 5 suivante :

Dans la formule 4, le résultat SFBthreshold correspond à l'équivalent en dose de l'épaisseur seuil S qu'on a voulu retenir pour éliminer les zones de non-anatomie. On effectue au besoin par ailleurs une autre transformation de SFBthreshold, de type connu, pour passer du seuil en dose à un seuil en niveau de gris. Mais il est toutefois possible de travailler directement en dose, sans passer par les niveaux de gris. Les termes b de la formule 4 sont des vecteurs, et les termes W sont de matrices. Les dimensions de ces vecteurs et de ces matrices sont données par le tableau 2 suivant, qui comporte, dans les mêmes conditions que le tableau 1, précédent un cas où une grille antidiffusante est utilisée, Grid Case, et un cas où une telle grille ne l'est pas, No Grid case. Les valeurs indiquées dans le tableau 2 ne sont pas uniques pour l'invention. Elles dépendent entièrement de l'installation. Elles peuvent être recalculées par régression pour chaque installation

<tb>
<tb> Grid <SEP> Case <SEP> No <SEP> Grid <SEP> case
<tb> b11 <SEP> b11
<tb> -2. <SEP> 063206 <SEP> 1.141929e+000
<tb> -1. <SEP> 691381 <SEP> -7. <SEP> 585333e+000
<tb> 0. <SEP> 2518924 <SEP> 1. <SEP> 222830e-001
<tb> 0. <SEP> 04235442 <SEP> -9. <SEP> 112446e-001
<tb> b12 <SEP> b12
<tb> -87. <SEP> 533 <SEP> 1. <SEP> 307436e+000
<tb> W12 <SEP> W12
<tb> -167. <SEP> 6873 <SEP> 2.193213e+000
<tb> 69. <SEP> 62171 <SEP> 7.246941 <SEP> e-003 <SEP>
<tb> -104. <SEP> 4955 <SEP> -4.693371 <SEP> e+001 <SEP>
<tb> 546. <SEP> 7996 <SEP> -1.164029e+001
<tb> W11 <SEP> W11
<tb> column <SEP> 1 <SEP> 0. <SEP> 1941842 <SEP> -1.306519e+000
<tb> column1 <SEP> 0. <SEP> 3070208 <SEP> 1. <SEP> 567155e+002
<tb> column1 <SEP> -0. <SEP> 2290218 <SEP> 2.8169121e-001
<tb> column1 <SEP> -0. <SEP> 07949074 <SEP> -4. <SEP> 160542e-001
<tb> column2-2.678886 <SEP> 8.710156e+000
<tb> column2 <SEP> 1.037596 <SEP> -1.111888e+002
<tb> column2-0.9156539 <SEP> -3.903610e-001
<tb> column2-0.2088846 <SEP> 1.374886e+000
<tb> column3-0.000354178 <SEP> -1.060510e-002
<tb> column3 <SEP> 0. <SEP> 000655092 <SEP> -1.370747e+001
<tb> column3 <SEP> 0. <SEP> 000405197 <SEP> -2.202027e-002
<tb> column3 <SEP> 0. <SEP> 001881927 <SEP> 2.824983e-003
<tb> column4 <SEP> 0. <SEP> 1541754 <SEP> -1.352894e+000
<tb> column4 <SEP> 0.2825646 <SEP> 1.586209e+001
<tb> column4-0.2311099 <SEP> 8. <SEP> 932972e-002
<tb> column4-0.05804851 <SEP> -2. <SEP> 604596e-001
<tb> column5 <SEP> 0. <SEP> 004109868 <SEP> -1.388468e-002
<tb> column5 <SEP> 0. <SEP> 00886492 <SEP> 1.458186e+001
<tb> column5-0.007394629 <SEP> 3. <SEP> 866862e-003
<tb> column5 <SEP> -0.001900335 <SEP> -9. <SEP> 501290e-003
<tb> Le <SEP> terme <SEP> In <SEP> de <SEP> la <SEP> formule <SEP> 4 <SEP> est <SEP> un <SEP> vecteur <SEP> à <SEP> 5 <SEP> dimensions <SEP> donné <SEP> par
<tb> l'expression <SEP> 1 <SEP> suivante:
<tb>
In = [Patient~size~normal, kVpnormal,mAnormal, cu~thickness~ normal, al~ thickness~ normal}7 Dans cette expression 1 Patient~size~normal= 0. 6 * EPTinter. En outre chaque valeur "normal" est de préférence une valeur normalisée

correspondant aux formules suivantes : kVp normal est donné par

Dans cette formule kVpmin et kVpmax sont les valeurs minimales et maximales de la tension d'utilisation, alors que kVp~actual représente la haute tension de l'installation dans les conditions de l'image test.

Dans cette expression 1 mAnormal est donné par:

Dans cette formule SID est la valeur de Source - to - Distance, SID~EPTnn vaut 100 cm, mR~mAs~cal = 4. 0858, et mR~mAs est la valeur calibrée de mR/mAs
Dans cette expresssion 1 Cu~thickness~normal et Al~thicknes~normal sont donnés par la formule suivante :

Dans laquelle les valeurs des filtres Cu~lo, Cu~hi, Al~Io et AI~hi sont respectivement les épaisseurs minimales et maximales de filtration en cuivre et en aluminium de l'installation. En appliquant la formule 4, on montre donc qu'on peut réaliser l'étape 2 c'est-à-dire calculer uniquement à partir des paramètres de réglage de l'installation, le niveau de gris correspondant au seuil S. En pratique, ce calcul peut être mené avant même que l'image ne soit acquise et que son traitement selon les étapes 3 et suivantes ne soit entrepris pour éditer les valeurs EPTmoyen et AEPT recherchées.

La question est aussi de savoir comment transposer l'enseignement ci-dessus selon l'invention à une autre installation. Cette transposition est rendue possible en modélisant la formule 2 pour une installation donnée.

Une telle modélisation peut être menée à l'aide d'un réseau de neurones.

Plus théoriquement, une telle modélisation est réalisée en menant un grand

nombre d'expériences. Pour ces expériences, on fait varier les paramètres d'entrée In et on mesure les doses reçues en correspondance. Puis on minimise l'erreur de calcul de la correspondance entre ces doses et ces paramètres d'entrée, selon cette formule 2, en recherchant les composantes des termes b et W qui satisfont le mieux cette minimisation. Le modèle de la formule 4 est connu par ailleurs, La particularité de l'invention revient à l'utiliser en inverse.

De préférence, la détermination des paramètres optimaux de l'acquisition de radiographie, ainsi que le réglage de l'installation, sont réalisés en temps réel. Une fois acquis préalablement les coefficients des tableaux 1 et 2, pour une installation donnée, les calculs des conditions optimales de réglage de l'installation sont réalisés en quelques millisecondes après acquisition de l'image test.

Claims

REVENDICATIONS

1- Procédé de détermination des paramètres optimaux d'une acquisition de radiographie, dans lequel, - on acquiert une première image test du patient dans des conditions de réglage connues d'une installation de radiologie utilisée à cet effet, - on mesure pour ces conditions de réglage connues une épaisseur moyenne du patient à partir de cette première image test, et - on détermine les paramètres optimaux de l'acquisition à partir de cette épaisseur moyenne, caractérisé en ce que - pour mesurer l'épaisseur moyenne à partir de cette première image test, on écarte dans cette première image test des éléments d'images qui ne sont pas représentatifs de parties anatomiques significatives du patient.

2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que - on règle l'installation de radiologie en fonction de ces paramètres optimaux, - notamment on règle la haute tension appliquée entre une anode et une cathode d'un tube à rayon X de cette installation, ce réglage étant fonction de l'épaisseur moyenne du patient examiné

3 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 2, caractérisé en ce que - pour écarter, on élimine de la première image des éléments d'image dont une caractéristique dans l'image est située au-delà d'un seuil (S), - ce seuil correspondant à une épaisseur de limite d'intérêt de corps de patient, - en dessous de cette épaisseur de limite d'intérêt, on considère que l'image n'a pas d'intérêt, - et on calcule l'épaisseur moyenne à partir d'un histogramme réduit d'éléments d'image, dans cet histogramme réduit les éléments d'images éliminés ne sont pas présents.

4 - Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que - on prend comme valeur d'épaisseur moyenne la moyenne des épaisseurs équivalentes correspondant aux éléments d'images de la population d'éléments d'image de l'histogramme réduit.

5 - Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que - on soustrait de la population d'éléments d'image de l'histogramme réduit un nombre donné d'éléments d'image, - les éléments d'images soustraits sont ceux dont les épaisseurs équivalentes sont les plus faibles à partir du seuil.

6 - Procédé selon l'une des revendications 3 à 5, caractérisé en ce que pour le réglage de l'installation, - on retrouve par analyse inverse, à partir des paramètres de réglage de l'installation pour l'image test, un seuil d'élément d'image, par exemple un seuil en niveaux de gris ou en doses, qui correspond à une épaisseur audelà de laquelle les zones de tissus sont réputées ne pas avoir d'intérêt.

7 - Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que, avant l'analyse inverse, - on corrige l'épaisseur en fonction d'une épaisseur arbitraire, d'une géométrie d'acquisition de l'image et en fonction d'un phénomène de diffusion Compton qui en résulte selon les formules

8 - Procédé selon l'une des revendications 6 à 7, caractérisé en ce que, pour l'analyse inverse,

dans laquelle, In représente les conditions de réglage connues de l'installation, les bij et Wij sont respectivement des vecteurs et des matrices, - on calcule les bij et Wij par apprentissage, notamment par minimisation d'une erreur de calcul de cette formule pour un ensemble de seuils, SFB threshold, et pour un ensemble de conditions variées de réglage de l'installation.

- on calcule le résultat de la formule

9 - Procédé selon l'une des revendications 3 à 8, caractérisé en ce que pour régler l'installation, - on cale la dynamique d'un détecteur de l'installation de telle façon qu'une proportion donnée d'un maximum de cette dynamique corresponde à une tranche d'épaisseur équivalente, cette tranche étant comprise entre l'épaisseur moyenne du patient et une épaisseur correspondant au seuil.

10 - Procédé selon l'une des revendications 3 à 8, caractérisé en ce que pour régler l'installation, - on cale la dynamique d'un détecteur de l'installation de telle façon que cette dynamique corresponde à une tranche d'épaisseur équivalente, cette tranche étant comprise entre l'épaisseur moyenne du patient et une épaisseur du patient la plus fine encore visible dans l'image avant saturation.