FR2847418A1 - Procede et appareil pour corriger un artefact de remanence d'image. - Google Patents
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Abstract
Une technique pour compenser la rémanence d'image consiste à employer une lecture bimodale d'images d'exposition (104) et d'obscurité (102) alternées. La technique de lecture bimodale est le résultat d'une lecture plus rapide soit des images d'exposition (104) soit des images d'obscurité (102), ce qui permet d'allouer plus de temps aux expositions aux rayons X (116) effectuées avant les images d'exposition (104) ou à l'autre opération de lecture. La lecture bimodale peut être réalisée par une procédure de regroupement par laquelle des lignes de balayage sont regroupées et lues, typiquement durant la lecture d'une image d'obscurité (102). Les images acquises par lecture des images d'obscurité (102) peuvent ensuite être utilisées pour compenser des artefacts de rémanence d'image présents dans l'image obtenue à partir des images d'exposition (104).
Description
PROCEDE ET APPAREIL POUR CORRIGER UN ARTEFACT DE
REMANENCE D'IMAGE
La présente invention porte globalement sur une technique pour conserver une dose de rayons X effective durant des procédures d'imagerie. Plus spécifiquement, l'invention porte sur un accroissement de la dose de rayons X par exposition d'image tout en réduisant le nombre d'expositions de manière à conserver une dose de rayons X
effective pendant l'imagerie.
Les systèmes d'imagerie par rayons X numériques sont de plus en plus largement utilisés pour produire des données numériques pouvant être reconstruites en images radiographiques utiles. Dans les systèmes d'imagerie par rayons X numériques actuels, un rayonnement provenant d'une source est dirigé vers un sujet, typiquement un patient dans une application de diagnostic médical. Une partie du rayonnement traverse le patient et frappe un détecteur. La surface du détecteur convertit le rayonnement en photons de lumière qui sont détectés. Le détecteur est divisé en une matrice d'éléments d'image discrets, ou pixels, et code des signaux de sortie en fonction de la quantité ou intensité du rayonnement frappant chaque région de pixel. Comme l'intensité du rayonnement est modifiée pendant que le rayonnement traverse le patient, les images reconstruites en fonction des signaux de sortie fournissent une projection des tissus du patient similaire à celle pouvant être obtenue par des techniques à pellicule
photographique conventionnelles.
Les systèmes d'imagerie par rayons X numériques sont particulièrement utiles en raison de leur aptitude à collecter des données numériques qui peuvent être reconstruites en images demandées par des radiologues et des médecins diagnostiqueurs, et stockées numériquement ou archivées jusqu'à ce qu'elles soient utilisées. Dans les techniques de radiographie sur pellicule conventionnelles, des pellicules réelles étaient préparées, exposées, développées et stockées en vue d'une utilisation par le radiologue. Bien que les pellicules fournissent un excellent outil de diagnostic, en particulier grâce à leur aptitude à capter des détails anatomiques significatifs, elle sont de manière inhérente difficiles à transmettre entre emplacements, par exemple d'une installation ou d'un service d'imagerie à divers emplacements de médecins. Au contraire, les données numériques produites par des systèmes à rayons X numériques directs peuvent être traitées et accentuées, stockées, transmises par des réseaux, et utilisées pour reconstruire des images qui peuvent être présentées sur des écrans de contrôle et autres dispositifs de présentation vidéo en n'importe quel emplacement désiré. Des avantages similaires sont offerts par des systèmes de numérisation qui convertissent en données numériques des
images radiographiques conventionnelles sur pellicule.
Malgré leur utilité dans l'acquisition, le stockage et la transmission de données numériques, les systèmes à rayons X numériques sont encore confrontés à un certain nombre de défis. Par exemple, des systèmes à rayons X peuvent être employés pour une gamme de différents types d'examen, incluant la formation d'images radiographiques et d'images fluoroscopiques. Entre autres distinctions, ces deux types d'imagerie sont caractérisés par l'utilisation de niveaux de rayonnement significativement différents pour produire les données d'image. Spécifiquement, les séquences d'imagerie radiographique emploient des niveaux de rayonnement substantiellement plus élevés que les séquences d'imagerie fluoroscopique. Dans un certain nombre d'applications, il peut être souhaitable d'exécuter les deux types de séquences d'imagerie de manière séquentielle pour obtenir différents types de données et réduire le niveau global de rayonnement auquel sont soumis les patients. Toutefois, les systèmes à rayons X numériques actuels peuvent rencontrer des difficultés dans l'exécution de séquences
d'imagerie fluoroscopique à la suite de séquences radiologiques.
Spécifiquement, les systèmes à rayons X numériques actuels emploient des détecteurs au silicium amorphe, comprenant des matrices de photodiodes et de transistors à couches minces placés sous un scintillateur à rayons X. Des rayons X incidents interagissent avec le scintillateur pour émettre des photons de lumière qui sont absorbés par les photodiodes en entraînant la création de paires électron-trou. En conséquence, les diodes, qui sont initialement chargées par plusieurs volts de tension de polarisation inverse, se déchargent proportionnellement à l'intensité des rayons X. Les transistors de commutation à couches minces associés aux diodes sont ensuite débloqués de manière séquentielle, et les diodes sont rechargées par l'intermédiaire d'un
circuit sensible à la charge qui mesure la charge requise pour cette opération.
Des signaux bruts provenant du détecteur peuvent requérir plusieurs corrections pour donner une mesure précise de l'intensité des rayons X incidents. L'une de ces corrections est une correction du décalage, ou signal existant en l'absence d'éclairement
aux rayons X, qui peut provenir d'un courant de fuite dans les diodes.
Une deuxième source de signal résiduel est l'historique d'éclairement des diodes, un phénomène appelé rémanence ou persistance. La rémanence se manifeste par le fait que l'intensité du signal associé à un pixel dépend de la ou les expositions aux rayons X précédentes. En raison de la nature du silicium amorphe sur le panneau détecteur, les photodiodes contiennent des pièges qui se remplissent par excitation aux rayons X, et qui se vident ensuite par un processus de décroissance à relativement longue constante de temps. En résultat, une image décroissante est retenue par le détecteur. L'importance de la rémanence d'image dans les détecteurs de rayons X est relativement faible, et décroît avec le temps à mesure que les pièges se vident par effet thermique si bien que le signal de persistance va décroître lentement jusqu'à ne plus être visible. Dans des applications radiographiques à un seul tir, la rémanence d'image ne cause généralement
pas de problème car il existe un relativement long laps de temps entre expositions.
La rémanence d'image dans les détecteurs de rayons X pose toutefois un problème substantiel dans des applications utilisant un fonctionnement mixte radiographique et fluoroscopique. De nouveau, comme les niveaux des signaux fluoroscopiques sont substantiellement inférieurs (par exemple inférieurs de deux à trois ordres de grandeur) à ceux des signaux radiographiques, lorsqu'une séquence d'imagerie fluoroscopique suit une exposition radiographique, l'image persistante, bien qu'elle ne représente qu'une faible fraction du signal radiographique, peut être comparable au signal fluoroscopique ou même encore plus grande. Si sa rémanence n'est pas corrigée, l'image radiographique va apparaître en fantôme sur l'image fluoroscopique reconstruite. Une technique employée pour réduire les effets de rémanence pendant un fonctionnement mixte radiographique et fluoroscopique consiste à faire fonctionner le tube à rayons X à la moitié de la fréquence d'image du détecteur de rayons X pendant la fluoroscopie. En raison de cette différence de fonctionnement entre le tube à rayons X et le détecteur, une lecture sur deux du détecteur se produit en l'absence d'exposition aux rayons X et fournit donc une mesure de la rémanence à cet instant d'acquisition. Les mesures de rémanence déterminées à partir de ces images d'obscurité peuvent ensuite
être utilisées pour corriger les images d'exposition en temps réel ou en différé.
Toutefois, pour conserver la même qualité d'image tout en employant cette technique de correction de rémanence, il est nécessaire de délivrer au détecteur à peu près la même dose de rayons X par seconde en la moitié du nombre d'expositions. Pour satisfaire cette exigence de dose, soit on double le flux de rayons X par exposition ou la durée de l'exposition, soit on emploie une combinaison équivalente d'accroissements de flux et de durée. Dans certaines conditions d'utilisation, par exemple avec des patients épais, la durée maximale peut toutefois être déjà employée. De manière similaire, un accroissement du flux maximal de rayons X par exposition peut fatiguer le tube à
rayons X et réduire de ce fait la durée de vie du tube.
Il existe donc un besoin d'une technique améliorée pour conserver la qualité d'image tout en permettant une correction de rémanence pendant un fonctionnement mixte radiographique et fluoroscopique. Il existe un besoin particulier d'une technique pouvant accroître la durée d'exposition disponible pendant l'imagerie fluoroscopique de sorte que la même dose de rayons X par seconde peut être délivrée au détecteur en un nombre réduit d'expositions sans dégrader les performances du tube à rayons X. La présente invention propose une technique conçue pour permettre un accroissement de la durée d'exposition aux rayons X par réduction du temps nécessaire pour exécuter des opérations de lecture alternées. La technique est particulièrement bien adaptée à une technique d'imagerie fluoroscopique dans laquelle une correction de rémanence est effectuée, comme après une exposition radiographique. Dans ces circonstances, l'opération de lecture exécutée sur des images d'obscurité, pour obtenir une image de correction de persistance, peut être effectuée plus rapidement que l'opération de lecture exécutée sur des images d'exposition, ce qui entraîne une opération de lecture bimodale. La lecture bimodale ainsi réalisée laisse plus de temps disponible pour les intervalles d'exposition fluoroscopique. Toutefois, cette technique peut aussi être employée avantageusement dans d'autres domaines, qui peuvent être inclus ou non dans le domaine de l'imagerie diagnostique médicale, o elle est appropriée. En outre, la présente technique peut être employée aussi bien dans les systèmes existants que dans de nouveaux ou futurs systèmes d'imagerie numérique, en particulier ceux employant des détecteurs au silicium amorphe. Comme cette technique s est basée sur un échantillonnage de données du détecteur et un traitement des données échantillonnées conformément à un programme installé sur ordinateur, elle est susceptible d'être utilisée dans des systèmes d'imagerie aussi bien dans leurs algorithmes de commande basiques que dans des corrections ou améliorations apportées
à des logiciels existants de commande ou de traitement de signaux.
1 0 Selon un premier aspect de la présente technique, il est proposé un procédé pour compenser la rémanence d'image dans un système d'imagerie numérique. Le procédé comprend des étapes d'acquisition de deux images d'obscurité, ou plus, d'une première durée suivant une exposition primaire, chaque image d'obscurité étant suivie d'une exposition secondaire. Il comprend aussi une étape d'acquisition d'une image d'exposition d'une deuxième durée après chaque exposition secondaire. Il comprend en outre des étapes de calcul d'une image de correction de persistance pour chaque image d'exposition en utilisant au moins une image d'obscurité précédente, et de correction d'une image obtenue à partir de l'image d'exposition en utilisant l'image de correction de persistance. Selon différents aspects de l'invention: - la première durée est inférieure à la deuxième durée; - l'exposition primaire est une exposition radiographique et l'exposition secondaire est une exposition fluoroscopique; - le calcul de l'image de correction de persistance comprend le fait d'utiliser deux images d'obscurité précédentes; - la correction de l'image d'exposition comprend le fait de soustraire l'image de correction de persistance à l'image obtenue à partir de l'image d'exposition; et - on ajuste la définition de l'image de correction de persistance à la définition de
l'image avant la correction.
Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un système d'imagerie médicale comprenant une source d'un flux de rayonnement et un détecteur configuré pour détecter une partie du flux de rayonnement. Le système comprend aussi un organe de commande de système relié fonctionnellement à la source et un organe de commande de détecteur relié fonctionnellement à l'organe de commande de système et au détecteur. Au moins un des organes de commande est configuré pour acquérir deux images d'obscurité, ou plus, d'une première durée suivant une exposition primaire, chaque image d'obscurité étant suivie d'une exposition secondaire. Au moins un des organes de commande est aussi configuré pour acquérir une image d'exposition d'une deuxième durée après chaque exposition secondaire, pour calculer une image de correction de persistance pour chaque image d'exposition en utilisant au moins une image d'obscurité précédente, et pour corriger une image obtenue à partir de l'image
d'exposition en utilisant l'image de correction de persistance.
Selon différents aspects de l'invention: - le système d'imagerie médicale comprend en outre un dispositif d'affichage relié fonctionnellement à l'organe de commande de système; - le système d'imagerie médicale comprend en outre une station de travail d'opérateur reliée fonctionnellement à l'organe de commande de système; - la source est une source de rayons X; le détecteur est un détecteur numérique; - l'exposition primaire est une exposition radiographique et l'exposition secondaire est une exposition fluoroscopique; - l'image de correction de persistance est calculée en utilisant deux images d'obscurité précédentes; - au moins un des organes de commande est configuré pour corriger l'image d'exposition par soustraction de l'image de correction de persistance à l'image obtenue à partir de l'image d'exposition; et - au moins un des organes de commande est en outre configuré pour auster la définition de l'image de correction de persistance à la définition de l'image avant la
correction.
Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un procédé pour acquérir une image sans exposition dans une séquence d'imagerie par rayons X. Le procédé comprend les étapes consistant à activer simultanément deux lignes de balayage ou plus du détecteur et à drainer, par une ou plusieurs lignes de drainage respectives, s deux photodiodes ou plus réparties sur les deux lignes de balayage ou plus activées. Ces étapes sont répétées de façon incrémentale jusqu'à ce que toutes les lignes de balayage
du détecteur aient été activées.
Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un système d'imagerie par rayons X comprenant une source de rayons X et un détecteur configuré pour détecter les rayons X. Le système comprend aussi un organe de commande de système relié fonctionnellement à la source et un organe de commande de détecteur relié fonctionnellement à l'organe de commande de système et au détecteur. Au moins un des organes de commande est configuré pour acquérir une image sans exposition aux rayons X par activation séquentielle de deux lignes de balayage ou plus simultanément et drainage, par une ou plusieurs lignes de drainage respectives, de deux photodiodes ou plus réparties sur les deux lignes de balayage ou plus activées. Au moins un des organes de commande est aussi configuré pour passer aux deux lignes de balayage ou plus
suivantes jusqu'à ce que toutes les lignes de balayage du détecteur aient été activées.
Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un programme d'ordinateur pour corriger des données d'image dans un système d'imagerie par rayons X numérique. Le programme d'ordinateur comprend un support lisible par ordinateur servant à mémoriser un code de programmation, et un code de programmation mémorisé sur le support lisible par ordinateur. Le code de programmation fournit des instructions destinées à au moins un organe de commande de système ou de détecteur d'un système d'imagerie pour acquérir deux images d'obscurité ou plus d'une première durée suivant une exposition primaire, chaque image d'obscurité étant suivie d'une exposition secondaire. Le code de programmation fournit aussi des instructions pour acquérir une image d'exposition d'une deuxième durée après chaque exposition secondaire, pour calculer une image de correction de persistance pour chaque image d'exposition en utilisant au moins une image d'obscurité précédente, et pour corriger une image obtenue à partir de l'image d'exposition en utilisant l'image de correction de persistance. Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un système d'imagerie médicale comprenant une source d'un flux de rayonnement et un détecteur configuré pour détecter une partie du flux de rayonnement. Le système comprend aussi un organe de commande de système relié fonctionnellement à la source et un organe de commande de détecteur relié fonctionnellement à l'organe de commande de système et au détecteur. Au moins un des organes de commande comprend un moyen pour mettre
en oeuvre une lecture bimodale d'images d'obscurité et d'images d'exposition alternées.
Au moins un des organes de commande comprend aussi un moyen pour calculer une image de correction de persistance pour chaque image d'exposition, dans lequel une image obtenue à partir de l'image d'exposition est corrigée par l'image de correction de
persistance respective.
La présente invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée
suivante de quelques formes de réalisation exemplaires, illustrée par les dessins annexés sur lesquels: la figure 1 est un schéma synoptique d'un système d'imagerie par rayons X numérique dans lequel la présente technique est incorporée; la figure 2 est une représentation schématique d'une partie des circuits fonctionnels servant à produire des données d'image dans un détecteur du système de la figure 1, qui produisent des données d'image en vue d'une reconstruction; la figure 3 est une coupe partielle représentant la structure du détecteur exemplaire servant à produire les données d'image; la figure 4 est une représentation graphique d'une fonction de rémanence d'image décroissante; la figure 5 est une représentation graphique d'une fonction de rémanence d'image décroissante illustrant la technique antérieure de lecture des images d'exposition et d'obscurité pendant une fluoroscopie; la figure 6 est une représentation graphique d'une fonction de rémanence d'image décroissante illustrant la présente technique de lecture des images d'exposition et d'obscurité pendant une fluoroscopie; et la figure 7 est un schéma de circuit électrique partiel représentant des lignes de balayage et de drainage auxquelles accède un circuit de lecture dans un système d'imagerie par rayons X. La figure 1 représente schématiquement un système d'imagerie 10 pour l'acquisition et le traitement de données d'image à pixels discrets. Dans la forme de réalisation représentée, le système 10 est un système à rayons X numérique conçu à la fois pour acquérir des données d'image brutes et pour traiter les données d'image en vue d'une présentation conformément à la présente technique. Bien que des informations de base et de contexte soient données sur le système à rayons X numérique dans la
description qui suit, on gardera toutefois à l'esprit le fait que des aspects de la présente
technique peuvent être appliqués à d'autres types de systèmes pour compenser des
images rémanentes décroissantes.
Dans la forme de réalisation représentée sur la figure 1, le système d'imagerie 10 comprend une source de rayons X 12 positionnée adjacente à un collimateur 14. Le collimateur 14 permet de faire passer un flux de rayonnement 16 dans une région dans laquelle se trouve un sujet, tel qu'un patient humain 18. Une partie du rayonnement 20 passe à travers ou autour du sujet et frappe un détecteur numérique de rayons X, globalement repéré 22. Comme décrit plus en détail dans ce qui suit, le détecteur 22 convertit les photons de rayonnement X reçus sur sa surface en photons de plus faible énergie, et ensuite en signaux électriques qui sont acquis et traités pour reconstruire une
image des caractéristiques à l'intérieur du sujet.
La source 12 est commandée par un circuit d'alimentation/de commande 24 qui fournit à la fois une alimentation et des signaux de commande pour des séquences d'examen. En outre, le détecteur 22 est couplé à un organe de commande de détecteur 26 qui commande l'acquisition des signaux produits dans le détecteur 22. L'organe de commande de détecteur 26 peut aussi exécuter diverses fonctions de traitement et de filtrage de signaux, telles qu'un réglage initial de gammes dynamiques, un entrelacement de données d'image numériques, etc. Le circuit d'alimentation/de commande 24 et l'organe de commande de détecteur 26 répondent tous les deux à des
signaux provenant d'un organe de commande de système 28.
Globalement, l'organe de commande de système 28 commande le fonctionnement du système d'imagerie pour exécuter des protocoles d'examen et pour traiter des données d'image acquises. Dans le présent contexte, l'organe de commande de système 28 comprend aussi un circuit de traitement de signaux, typiquement basé sur un ordinateur numérique polyvalent ou à application spécifique, un circuit de mémoire associé pour mémoriser des programmes et sous-programmes exécutés par l'ordinateur 1 0 ainsi que des paramètres de configuration et des données d'image, des circuits d'interface, etc. Dans la forme de réalisation représentée sur la figure 1, l'organe de commande de système 28 est relié à au moins un dispositif de sortie, tel qu'un dispositif de présentation ou une imprimante, repéré 30. Le dispositif de sortie peut comprendre des
écrans d'ordinateur conventionnels ou spécialisés, et des circuits de traitement associés.
Un ou plusieurs postes (ou stations) de travail d'opérateur 32 peuvent être en outre connectés au système pour fournir en sortie des paramètres de système, demander des examens, visualiser des images, etc. Généralement, les dispositifs de présentation (ou affichage), imprimantes, postes de travail et dispositifs similaires prévus à l'intérieur du système peuvent être locaux aux composants d'acquisition de données, ou peuvent être éloignés de ces composants, par exemple ailleurs à l'intérieur d'un établissement ou hôpital, ou dans un lieu entièrement différent, étant connectés au système d'acquisition par un ou plusieurs réseaux configurables tels que l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. La figure 2 est une représentation schématique de composants fonctionnels du détecteur numérique 22. La figure 2 représente aussi un organe de commande d'image de détecteur 34 qui va typiquement être configuré à l'intérieur de l'organe de commande de détecteur 26. L'organe de commande d'image de détecteur 34 comprend une unité centrale ou organe de traitement de signaux numériques ainsi que des circuits de mémoire, pour commander l'acquisition de signaux détectés par le détecteur. L'organe de commande d'image de détecteur 34 est couplé par des conducteurs à fibre optique
bidirectionnels à un circuit de commande de détecteur 36 à l'intérieur du détecteur 22.
En service, l'organe de commande d'image de détecteur 34 échange ainsi des signaux de
commande contre des données d'image à l'intérieur du détecteur.
Le circuit de commande de détecteur 36 reçoit de l'énergie en courant continu d'une source d'énergie, globalement repérée 38. Le circuit de commande de détecteur 36 est configuré pour émettre des instructions de minutage et de commande destinées à des circuits électroniques d'attaque de rangée et de colonne utilisés pour transmettre des signaux durant des phases d'acquisition de données du fonctionnement du système. Le circuit 36 transmet donc de l'énergie et des signaux de commande à un circuit de référence/régulateur 40, et reçoit des données de pixels d'image numérique du circuit 40. Dans la forme de réalisation représentée, le détecteur 22 est constitué d'un scintillateur qui convertit en photons (de lumière) de plus faible énergie les photons de rayonnement X reçus par la surface du détecteur durant des examens. Une matrice de photodétecteurs convertit ensuite les photons de lumière en signaux électriques qui sont représentatifs du nombre de photons ou de l'intensité du rayonnement frappant les régions des pixels individuels de la surface du détecteur. Comme décrit plus bas, des circuits électroniques de lecture convertissent les signaux analogiques résultants en valeurs numériques qui peuvent être traitées, mémorisées et présentées, par exemple sur un dispositif de présentation 30 ou un poste de travail 32, après reconstruction de l'image. Dans une forme de réalisation préférée, la matrice de photodétecteurs est formée sur un seul support de silicium amorphe. Les éléments de la matrice sont organisés en rangées et en colonnes, chaque élément étant constitué d'une photodiode et d'un transistor à couches minces. La cathode de chaque diode est reliée à la source du transistor, et les anodes de toutes les diodes sont reliées à une tension de polarisation négative. Les grilles des transistors d'une même rangée sont reliées les unes aux autres, et les électrodes de rangée sont reliées aux circuits électroniques de balayage décrits plus bas. Les drains des transistors d'une même colonne sont reliés les uns aux autres, et
l'électrode de chaque colonne est reliée aux circuits électroniques de lecture.
Dans la forme de réalisation particulière représentée sur la figure 2, à titre d'exemple, un bus de rangée 42 comprend une pluralité de conducteurs pour permettre une lecture de diverses rangées du détecteur, ainsi que pour désactiver des rangées et appliquer une tension de compensation de charge à des rangées choisies, quand cela est nécessaire. Un bus de colonne 44 comprend des conducteurs supplémentaires pour commander une lecture par les colonnes pendant que les rangées sont séquentiellement activées. Le bus de rangée 42 est couplé à une série de circuits d'attaque de rangée 46, dont chacun commande l'activation d'une série de rangées du détecteur. De manière similaire, des circuits électroniques de lecture 48 sont couplés au bus de colonne 44
pour commander une lecture de toutes les colonnes du détecteur.
Dans la forme de réalisation représentée, les circuits d'attaque de rangée 46 et les circuits électroniques de lecture 48 sont couplés à un panneau détecteur 50 qui peut être subdivisé en une pluralité de sections 52. Chaque section 52 est couplée à l'un des circuits d'attaque de rangée 46, et comprend un certain nombre de rangées. De manière
similaire, chaque circuit de lecture de colonne 48 est couplé à une série de colonnes.
L'agencement à photodiode et transistor à couches minces mentionné plus haut définit donc une série de pixels ou éléments d'image discrets 54 qui sont agencés en rangées 56 et en colonnes 58. Les rangées et colonnes définissent une matrice d'image 60, ayant
une hauteur 62 et une largeur 64.
De manière aussi représentée sur la figure 2, chaque pixel 54 est globalement défini à l'intersection d'une rangée et d'une colonne, en laquelle une électrode de colonne 68 croise une électrode de rangée 70. Comme mentionné plus haut, un transistor à couches minces 72 est prévu en chaque emplacement d'intersection pour chaque pixel, ainsi qu'une photodiode 74. A mesure que chaque rangée est activée par les circuitsd'attaque de rangée 46, les circuits électroniques de lecture 48 peuvent accéder à des signaux provenant de chaque photodiode 74 et les convertir en signaux
numériques en vue d'un traitement subséquent et d'une reconstruction d'image.
La figure 3 représente globalement un agencement physique exemplaire des composants représentés schématiquement sur la figure 2. Comme représenté sur la figure 3, le détecteur peut comprendre un substrat en verre 76 sur lequel sont disposés les composants décrits plus haut. Des électrodes de colonne 68 et des électrodes de rangée 70 sont formées sur le substrat, et un panneau plat à matrice en silicium amorphe 78 est défini, incluant les transistors à couches minces et les photodiodes décrits plus haut. Un scintillateur 80 est prévu au-dessus de la matrice en silicium amorphe pour recevoir un rayonnement durant des séquences d'examen comme décrit plus haut. Des doigts de contact 82 sont formés pour la transmission de signaux vers et depuis les électrodes de colonne et de rangée, et des plages de contact 84 sont formées pour la
transmission de signaux entre les doigts de contact et un circuit externe.
On a découvert que dans des systèmes employant la structure décrite plus haut, les photodiodes 74 contenaient des pièges qui se remplissent par excitation par des rayons X et qui se vident ensuite avec des constantes de temps relativement longues. En résultat, dans des séquences d'imagerie à plus forte exposition, le détecteur peut retenir une image qui décroît avec le temps à mesure que les pièges se vident. Bien que cette rémanence d'image puisse ne pas poser de problème dans certaines séquences d'imagerie, elle peut être particulièrement problématique en cas d'utilisation d'un rayonnement de relativement faible intensité après des expositions à plus haut niveau de rayonnement. C'est le cas, en particulier, quand on effectue des expositions fluoroscopiques avec un retard relativement court après des expositions radiographiques. La fonction de décroissance 86 d'une image rémanente après une exposition du détecteur 22 à un rayonnement est représentée graphiquement sur la figure 4. Sur la figure 4, le temps est indiqué sur un axe horizontal 88 et l'intensité de l'image rémanente est indiquée globalement sur un axe vertical 90. Comme le comprendront les personnes ayant des compétences dans l'art, en pratique la portion particulière de l'image rémanente en chaque région de pixel peut varier sur la gamme dynamique du détecteur, si bien qu'une image rémanente complète est définie par la matrice d'image, la portion
de l'image définie en chaque région de pixel décroissant à partir de sa valeur initiale.
Dans la représentation graphique de la figure 4, une exposition radiographique (ou plus généralement une première séquence d'imagerie ou premier examen) s'achève à un instant initial to comme indiqué en 92. Durant une période intermédiaire 94, l'intensité ou niveau de l'image rémanente décroît comme indiqué en 96. La période intermédiaire 94 est globalement définie comme étant la période allant de la fin de l'exposition précédente au début d'une exposition suivante, qui est une exposition d'image fluoroscopique dans l'exemple de la figure 4. L'exposition suivante commence à un instant tl, comme indiqué en 98, marquant la fin de la période intermédiaire 94. Toutefois, comme l'image rémanente n'a pas encore décru jusqu'à une valeur nulle, sa
décroissance continue comme indiqué en 100.
Dans le cas d'une exposition fluoroscopique après une exposition radiographique, et lorsque la période intermédiaire 94 est relativement courte, l'image rémanente, bien qu'elle soit décroissante, peut avoir des niveaux de signal de pixel comparables ou même supérieurs aux niveaux produits par l'exposition suivante. Pour compenser cette image rémanente, on peut faire fonctionner le détecteur 22 à une fréquence d'image F et le tube à rayons X de la source 12 à la moitié de la fréquence d'image, F/2, comme représenté sur la figure 5. La différence de fréquence entre le détecteur 22 et la source 12 fait qu'une image sur deux lues par le détecteur est une image sans exposition ou "d'obscurité" 102 qui fournit une mesure de la rémanence ou persistance d'image à cet instant. La mesure de rémanence fournie par les images d'obscurité peut être ensuite utilisée pour retirer l'image rémanente des images exposées ou "d'exposition" 104 alternées qui sont acquises après une exposition fluoroscopique 106. Typiquement, une "image de persistance" est calculée et soustraite à "l'image
d'exposition", après soustraction éventuellement nécessaire d'une image de décalage.
Cette technique est utile pour corriger l'image rémanente, mais présente d'autres problèmes de qualité d'image. En particulier, la même dose de rayons X par seconde est délivrée au détecteur 22 en la moitié du nombre d'expositions fluoroscopiques 106. Pour cela, on peut doubler le flux de rayons X 108 par exposition 106, doubler la durée d'exposition 110 ou utiliser une combinaison équivalente d'accroissement du flux 10 et de la durée d'exposition 110. Dans de nombreux cas, comme avec des patients épais, la durée d'exposition 110 est déjà maximisée et n'autorise aucune autre augmentation. De manière similaire, dans certains cas, comme en imagerie cardiaque, le flux fluoroscopique 108 peut être déjà maximisé. Toutefois, même quand le flux fluoroscopique 108 n'est pas déjà maximisé, un accroissement du flux maximal par exposition 106 entraîne une réduction significative de la durée de vie du tube à rayons X. Un facteur qui limite l'allongement possible de la durée d'exposition 110 est la durée de lecture 112 requise pour lire les images d'obscurité et d'exposition 102, 104 respectives par le détecteur 22, comme représenté dans un chronogramme de détecteur associé sur la figure 5. Une technique par laquelle la durée d'exposition 110 peut être allongée consiste à employer une opération de lecture bimodale dans laquelle les durées de lecture des images d'obscurité et d'exposition alternent entre deux valeurs. Par exemple, la durée de lecture 112 peut être raccourcie soit pour les images d'obscurité soit pour les images d'exposition, ce qui allège les exigences imposées par le détecteur 22 sur la durée d'exposition et permet d'allonger en correspondance la durée d'exposition 110. Cela peut être réalisé par lecture d'un type d'images, typiquement les images d'obscurité 102, plus rapidement que l'autre type d'images. Cette technique est 1 5 représentée sur la figure 6, dans laquelle une durée de lecture réduite 114 est employée pour lire les images d'obscurité 102. Grâce à la réduction de la durée de lecture 114 des images d'obscurité, il est possible d'employer une plus longue durée d'exposition 116 qui permet de délivrer au détecteur 22 la même dose par seconde sans détériorer le tube à rayons X. De plus, le temps rendu disponible par l'utilisation d'une plus courte durée de lecture 114 peut être utilisé pour réaliser un traitement d'image en temps réel, tel que
le traitement requis pour calculer la correction de persistance.
De manière similaire, grâce à l'utilisation d'une durée de lecture 114 réduite pour les images d'obscurité, il est possible d'employer une plus longue durée de lecture 118 des images d'exposition, ce qui permet de réduire largeur de bande et de réduire ainsi le bruit. De plus, une plus longue durée de lecture 118 des images d'exposition peut accroître le nombre d'échelons de conversion d'analogique en numérique, ce qui peut réduire les erreurs de quantification ou accroître la gamme dynamique. De manière similaire, une plus longue durée de lecture 118 des images d'exposition peut permettre un allongement de la période de déblocage des TEC, ce qui réduit la dispersion du
décalage.
La technique de lecture bimodale introduit toutefois une certaine complexité qui était absente dans les techniques de lecture monomodale. Par exemple, comme la durée de lecture d'une image influence fortement le décalage de ligne de base du détecteur 22, une image de décalage individuelle est conservée pour les images d'exposition et d'obscurité, respectivement, dans la technique de lecture bimodale. De plus, la lecture bimodale introduit un temps d'image dépendant des rangées, qui est capturé dans l'image de décalage. Cela peut imposer des opérations de conversion d'analogique en numérique différentes pour les images d'exposition et d'obscurité. En outre, l'utilisation
de la lecture bimodale modifie le calcul de la correction de persistance.
Dans des techniques de lecture monomodale, la rémanence est prédite par l'équation: (1) log L (n) = log L, (n - 1) - x(log(n) - log(n - 1)) dans laquelle L(n) est la rémanence prédite dans l'image d'exposition n, LD(n 1) est l'image rémanente lue dans l'image d'obscurité n-i qui précède immédiatement l'image d'exposition n, et -x est la pente d'une courbe logarithmique donnée par: (2) x log LD (n -1)- log LD (n -3) log(n - 1) log(n - 3) dans laquelle n-3 est l'image d'obscurité précédant l'image n-] , c'est-à-dire que les
images n-i et n-3 sont les deux images d'obscurité précédant l'image d'exposition n.
Comme indiqué plus haut, quand on utilise un cadencement bimodal, le temps d'image est différent pour des images d'obscurité et d'exposition et est typiquement dépendant du numéro de rangée. Cette dépendance au numéro de rangée peut être exprimée en termes du temps d'image de la première rangée, de sorte que: (3a) TF(exposition) () = TF(expositioin) (1) - (TTD) (/'max), et (3b) TF(ObSC,,,.iIé) (i) = TF(ObSCu(rité) (1) + (TL - TD) (i/max) dans lesquelles TF(exposition) et TF(obscurité) sont les temps d'image des images d'exposition et d'obscurité, respectivement, i est le numéro de rangée, inax est la dernière rangée du panneau, et TL et TD sont les durées de lecture des images d'exposition et d'obscurité, respectivement. La persistance prédite dans l'image d'exposition est donc déterminée par le rapport: Lt(n) TF(obsCeti1) (i) If x T_ -__ II AI 4nLD(n-1) TF(expOsi fio) (i) n n t TF) TF)J dans lequel les termes allant jusqu'au premier ordre en 1/n ont été retenus dans le dernier facteur, et D peut être négligé par rapport à nTF. En conservant seulement le premier terme et en passant au logarithme des deux côtés, l'équation de prédiction logarithmique dans une technique de lecture bimodale est donnée par l'équation: x(log(n - logn - 1))+ log(TF (obscurité)() (5) logL, (n) = logL, (n -1)- x(log(n)-log(n-+log TF(expositio) () dans laquelle la valeur de x est une fonction des deux plus récentes lectures d'image d'obscurité, n-1 et n-3, définie par l'équation (2). Le dernier terme du membre de droite de l'équation (5) représente la différence de cadencement d'image et dépend du numéro de rangée. Cela revient à approcher le rapport dans l'équation (4) par: LL(n) TF(obscuri,)(é) (n-lY ( LD(n- 1) TF(exposition) (i) t n) Des termes d'ordre supérieur peuvent être retenus dans la formule de prédiction
logarithmique si désiré.
Une technique permettant de mettre en oeuvre une lecture bimodale consiste à employer un regroupement de pixels pour lire les images d'obscurité 102 en une durée plus courte, ce qui libère du temps pour allonger la durée d'exposition 116, allonger l'image d'exposition 104 ou les deux. Par exemple, en utilisant une lecture regroupée, deux lignes de balayage 70 ou plus, adjacentes, sont activées simultanément. Les charges provenant de multiples pixels vont être simultanément drainées de chaque ligne de balayage 70 et entrer dans un seul canal d'entrée ou ligne de drainage 68 des circuits électroniques de lecture. De cette manière, les deux signaux analogiques sont additionnés avant la conversion d'analogique en numérique. Le nombre de lignes de balayage simultanément activées est inversement proportionnel à la réduction de durée de lecture pour cette image, c'est-à-dire que par lecture de M rangées à la fois, la durée de lecture totale du détecteur est réduite à environ 1/M, avec un certain supplément
associé au début et à la fin du balayage du panneau.
Par exemple, à propos de la matrice partiellement représentée sur la figure 7, une première ligne de balayage 120 et une deuxième ligne de balayage 122 sont activées simultanément, ce qui permet un drainage des photodiodes d'une première couleur 124 dans un canal A 126 et un drainage des photodiodes d'une deuxième couleur 128 dans un canal B 130. Ensuite, la troisième ligne de balayage 132 et la quatrième ligne de balayage 134 sont activées simultanément, pour drainer les photodiodes d'une troisième couleur 136 dans le canal A 126 et les photodiodes d'une quatrième couleur 138 dans le canal B 130. Une telle lecture des lignes de balayage 70 par paires réduit environ de moitié la durée de lecture 114. Bien que chaque image d'obscurité soit lue d'une manière regroupée, les images d'exposition sont lues normalement, c'est-à-dire une seule rangée
à la fois, d'o les différences de durée de lecture bimodale.
En utilisant une lecture regroupée de l'image d'obscurité, les signaux de pixel sont combinés sous forme analogique durant le processus de regroupement avant la conversion d'analogique en numérique. La combinaison des signaux analogiques permet de réduire le niveau relatif de bruit électronique accompagnant la lecture par rapport à une lecture individuelle des pixels et une combinaison numérique des résultats. De plus, un certain moyennage spatial de l'image de décalage d'obscurité est automatiquement réalisé par la procédure de regroupement, ce qui est avantageux pour réduire le bruit dans les images à persistance corrigée. Bien que ces avantages cumulés puissent être obtenus par emploi d'un regroupement de pixels dans la lecture des images d'obscurité,
certains inconvénients peuvent aussi apparaître.
Par exemple, comme de mauvais pixels (c'est-à-dire des régions de pixel pour lesquelles les circuits électroniques associés produisent des signaux aberrants ou statistiquement excessivement élevés ou faibles) peuvent être regroupés avec de bons pixels, des algorithmes destinés à localiser et corriger de mauvais pixels peuvent être modifiés comme nécessaire durant le processus de regroupement, par exemple pour marquer les deux pixels comme étant mauvais lorsqu'un bon pixel est regroupé avec un mauvais. De plus, l'utilisation d'une technique de regroupement pour réduire la durée de lecture des images d'obscurité entraîne que les images d'obscurité et d'exposition ont des résolutions différentes, à savoir une image d'exposition à haute résolution et une image d'obscurité à basse résolution. Comme étape finale de correction de persistance, l'image
de persistance prédite obtenue à partir de données regroupées doit être sur-
échantillonnée pour retrouver une haute résolution avant sa soustraction à l'image d'exposition à haute résolution, pour que les résolutions spatiales des images soient comparables. Par utilisation de ces techniques de regroupement de pixels ou d'autres techniques comparables qui permettent de réaliser une lecture bimodale du détecteur, les avantages temporels décrits plus haut peuvent être obtenus. En particulier, de nouveau à propos des figures 5 et 6, le raccourcissement de la durée de lecture 112 d'image d'obscurité ou d'exposition permet un allongement correspondant de la durée d'exposition fluoroscopique 116 avec des avantages associés consistant à pouvoir délivrer par le tube à rayons X une dose par seconde uniforme sans réduire la durée de vie du tube. Dans l'exemple décrit, la durée de lecture d'image d'obscurité 114 est raccourcie, ce qui permet non seulement d'allonger la durée d'exposition fluoroscopique 116 mais aussi d'allonger la durée de lecture d'image d'exposition 118, ce qui réduit le
bruit dans l'image et offre aussi d'autres avantages.
Bien que l'utilisation de durées de lecture bimodales, que ce soit par lecture regroupée ou autrement, offre les avantages décrits plus haut dans le contexte de l'imagerie médicale, on comprendra que d'autres techniques d'imagerie qui reposent sur des acquisitions d'images rémanentes ou d'autres images à soustraire peuvent bénéficier des avantages décrits de la lecture bimodale. Bien que l'invention puisse être sujette à diverses modifications et variantes, des formes de réalisation spécifiques ont été représentées à titre d'exemple sur les dessins et ont été décrites en détail dans la présente. On comprendra toutefois que l'invention n'est pas destinée à être limitée aux
formes particulières décrites.
LISTE DES COMPOSANTS
Système d'imagerie 12 Source 14 Collimateur 16 Flux de rayonnement 18 Patient Rayonnement transmis 22 Détecteur 0 24 Circuit d'alimentation/de commande 26 Organe de commande de détecteur 28 Organe de commande de système Dispositif de présentation/imprimante 32 Poste de travail d'opérateur 34 Organe de commande d'image de détecteur 36 Circuit de commande de détecteur 38 Source d'énergie en courant continu Circuit de référence/régulateur 42 Bus de rangée 44 Bus de colonne 46 Circuit d'attaque de rangée 48 Circuit d'attaque de colonne Panneau détecteur 52 Section 54 Pixels 56 Rangées 58 Colonnes Matrice d'image 62 Hauteur 64 Largeur
74
84
94
104
114
124
Electrode de colonne Electrode de rangée Transistor à couches minces Photodiode Substrat en verre Matrice en silicium amorphe formant panneau plat Scintillateur Doigts de contact Plages de contact Fonction de décroissance Axe horizontal: temps Axe vertical: intensité d'image rémanente Fin d'exposition radiographique Période intermédiaire Décroissance intermédiaire Début d'exposition fluoroscopique Décroissance continue Image d'obscurité Image d'exposition Exposition fluoroscopique Flux d'exposition Durée d'exposition Durée de lecture d'image Durée de lecture réduite d'image d'obscurité Durée d'exposition allongée Durée de lecture allongée d'image d'exposition Première ligne de balayage Deuxième ligne de balayage Photodiode de première couleur
134
Canal A Photodiode de deuxième couleur Canal B Troisième ligne de balayage Quatrième ligne de balayage Photodiode de troisième couleur Photodiode de quatrième couleur
Claims (13)
1. Procédé pour compenser la rémanence d'image dans un système d'imagerie numérique (10), le procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant
à:
acquérir deux images d'obscurité (102) ou plus d'une première durée (114) suivant une exposition primaire (92), chaque image d'obscurité (102) étant suivie d'une exposition secondaire (116); acquérir une image d'exposition (104) d'une deuxième durée (118) après chaque exposition secondaire (1 16); calculer une image de correction de persistance pour chaque image d'exposition (104) en utilisant au moins une image d'obscurité (102) précédente; et corriger une image obtenue à partir de l'image d'exposition (104) en utilisant
l'image de correction de persistance.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la première durée (114)
est inférieure à la deuxième durée (1 18).
3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'exposition primaire (92) est une exposition radiographique et l'exposition secondaire (116) est une exposition fluoroscopique. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le calcul de l'image de correction de persistance comprend le fait d'utiliser deux images d'obscurité (102) précédentes. 5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la correction de l'image d'exposition (104) comprend le fait de soustraire l'image de correction de persistance à
l'image obtenue à partir de l'image d'exposition (104).
6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre le fait d'ajuster la définition de l'image de correction de persistance à la définition de l'image
avant la correction.
7. Système d'imagerie médicale (10), comprenant: une source (12) d'un flux de rayonnement (16); un détecteur (22) configuré pour détecter une partie (20) du flux de rayonnement; un organe de commande de système (28) relié fonctionnellement à la source (12); et un organe de commande de détecteur (26) relié fonctionnellement à l'organe de commande de système (28) et au détecteur (22); caractérisé en ce que au moins l'un des organes de commande (28, 26) est configuré pour acquérir deux images d'obscurité (102) ou plus d'une première durée (114) suivant une exposition primaire (92), chaque image d'obscurité (102) étant suivie d'une exposition secondaire (116), pour acquérir une image d'exposition (104) d'une deuxième durée (118) après chaque exposition secondaire (116), pour calculer une image de correction de persistance pour chaque image d'exposition (104) en utilisant au moins une image d'obscurité (102) précédente, et pour corriger une image obtenue à
partir de l'image d'exposition (104) en utilisant l'image de correction de persistance.
8. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un dispositif d'affichage (30) relié fonctionnellement à l'organe de
commande de système (28).
9. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comprend en outre une station de travail d'opérateur (32) reliée fonctionnellement à
l'organe de commande de système (28).
10. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que la source (12) est une source de rayons X. Il. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 10, caractérisé en ce
que le détecteur (22) est un détecteur numérique.
12. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 11, caractérisé en ce que l'exposition primaire (92) est une exposition radiographique et l'exposition
secondaire (116) est une exposition fluoroscopique.
13. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que
la première durée (114) est inférieure à la deuxième durée (118).
14. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que l'image de correction de persistance est calculée en utilisant deux images d'obscurité
(102) précédentes.
15. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit au moins un des organes de commande (28, 26) est configuré pour corriger l'image d'exposition (104) par soustraction de l'image de correction de persistance à l'image
obtenue à partir de l'image d'exposition (104).
16. Système d'imagerie médicale (10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit au moins un des organes de commande (28, 26) est en outre configuré pour ajuster la définition de l'image de correction de persistance à la définition de l'image avant la correction.
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