FR2927719A1 - Procede de traitement d'images obtenues par tomosynthese et dispositif associe - Google Patents
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Abstract
L'invention concerne un procédé de traitement d'images obtenues par tomosynthèse comprenant : une acquisition (S0) d'une pluralité d'images de projection 2D d'une région d'intérêt d'un patient ; une reconstruction (S1) d'une image numérique 3D à partir des images de projection 2D acquises ; caractérisé en ce qu'il comprend : une détection (S2) d'un objet dans l'image reconstruite ; une estimation (S3) d'une épaisseur limite (T) caractéristique d'un défaut de contraste des voxels pour un diamètre (D) de l'objet ; une estimation (S4) de l'épaisseur (tp) de l'objet ; une comparaison (S5) de l'épaisseur (tp) de l'objet à l'épaisseur limite (T) ; et en ce que si l'épaisseur (tp) de l'objet est inférieure à l'épaisseur limite (T), le procédé comprend en outre une application (S6) au moins aux voxels de l'objet dans l'image reconstruite d'un facteur correctif multiplicatif (Kp) égal au ratio entre l'épaisseur limite (T) et l'épaisseur (tp) de l'objet.
Description
2927719 PROCEDE DE TRAITEMENT D'IMAGES OBTENUES PAR TOMOSYNTHESE ET DISPOSITIF ASSOCIE
DOMAINE TECHNIQUE GENERAL L'invention concerne un procédé d'imagerie médicale de type tomosynthèse. En particulier, elle concerne un procédé de traitement d'images obtenues par tomosynthèse permettant d'améliorer la qualité des images nécessaires au praticien radiologue pour élaborer son diagnostic. i0 ETAT DE LA TECHNIQUE
La tomosynthèse est une modalité d'imagerie médicale dont les principes essentiels sont rappelés ci-dessous et illustrés sur la figure 2. is On a représenté sur la figure 2 schématiquement l'acquisition d'images 2D de l'organe et la reconstruction d'une image 3D de cet organe par tomosynthèse.. Des rayons X, R, issus d'une source S sont émis selon différentes angulations (1, ..., i, ..., n) vers l'organe O. Après avoir traversé l'organe, ils 20 sont détectés par le détecteur Det formant un ensemble d'images de projection Al, ..., Ai,..., An. Il est à noter qu'il y a autant d'images 2D acquises que d'angulations considérées. En tomosynthèse simple énergie le fond des images 2D est supposé localement uniforme autour de la lésion d'intérêt. 25 On note que dans le cas de la tomosynthèse double énergie deux images sont acquises avec deux spectres d'énergies différents pour chaque angulation considérée et que l'on a injecté au préalable dans le patient un produit de contraste. L'acquisition est mise en oeuvre par un détecteur Det situé en regard 30 d'une source de rayons X, par exemple une caméra numérique ou un détecteur solide à base de Silicium amorphe ou de Selenium amorphe. 2 2927719 Une application de la tomosynthèse est la détection et la caractérisation d'une lésion dans un organe, par exemple une lésion cancéreuse. Dans un mode de réalisation de tomosynthèse les images de 5 projection 2D sont utilisées pour reconstruire une image 3D, le praticien radiologue interprète cette image en fonction des différences de contraste observées. Le volume reconstruit contient une pluralité de voxels quantifiant l'atténuation des rayons X par la matière rencontrée. io Dans le cas d'un organe présentant une lésion celle-ci présente une atténuation différente de l'organe. Le résultat sur l'image 3D est une différence de contraste lui permettant de détecter la lésion. Toutefois, un problème intrinsèque à la tomosynthèse est l'ouverture 15 angulaire limitée de l'acquisition des images de projection qui induit en particulier une résolution limitée selon la dimension perpendiculaire au plan du détecteur. On considère ici que le plan du détecteur est selon les axes x, y d'un repère orthonormé et que la dimension perpendiculaire est selon l'axe z de ce même repère. 20 La mauvaise résolution dans la dimension z perpendiculaire au plan du détecteur est due à l'ouverture angulaire couverte par le tube à rayons X limitée en comparaison avec la tomographie. En effet, pour obtenir une résolution isotrope (identique selon toutes les dimensions) il faudrait acquérir continument un ensemble d'images de 25 projection tout autour de l'organe. On comprend toutefois que ceci est en pratique impossible pour l'examen de tomosynthèse. On connaît des procédés permettant d'améliorer la résolution des images acquises pour discriminer des éléments proches. Mais outre ce problème, en deçà d'une certaine épaisseur de lésion 30 (prise sur l'axe z), la valeur des voxels constituant cette lésion dans un plan image passant par la lésion dans le volume reconstruit n'est pas suffisante pour une identification améliorée du type de lésion par le radiologue (lésion bénigne ou maligne).
Ceci a pour effet d'introduire une incertitude sur la caractérisation de la lésion ce qui peut évidemment compromettre le diagnostic.
En d'autres termes l'image reconstruite n'est fiable que pour des lésions présentant une épaisseur minimale relativement à leur taille selon un plan qui est parallèle au détecteur et qui passe par l'objet. PRESENTATION DE L'INVENTION L'invention permet d'améliorer les images obtenues par tomosynthèse et notamment celles obtenues par émission de rayons X avec injection de produit de contraste.
Et plus particulièrement, l'invention permet de s'affranchir du défaut
15 de contraste due à l'ouverture angulaire limitée caractérisant le parcours de la source de rayons X autour de la zone d'intérêt lors de l'acquisition d'images de projection 2D en tomosynthèse.
En particulier, elle évite que la valeur des voxels de l'image 3D ne soit dégradée lorsque l'épaisseur de l'objet à caractériser est inférieure à une
20 épaisseur limite pour une taille d'objet donnée mesurée dans un plan qui est parallèle au détecteur et qui passe par l'objet.
L'invention permet en effet de s'affranchir de cette limite pour obtenir des images 3D contenant des voxels quantifiant la radio-opacité de la zone d'intérêt de manière précise.
25 Ainsi selon un premier aspect, l'invention concerne un procédé de traitement d'images obtenues par tomosynthèse comprenant une acquisition d'une pluralité d'images de projection 2D d'une région d'intérêt d'un patient; une reconstruction d'une image numérique 3D à partir des images de projection 2D acquises.
30 Le procédé de l'invention est caractérisé en ce qu'il comprend : une détection d'un objet dans l'image reconstruite ; une estimation d'une 4 2927719 épaisseur limite caractéristique d'un défaut de contraste des voxels pour un diamètre de l'objet ; une estimation de l'épaisseur de l'objet ; une comparaison de l'épaisseur de l'objet à l'épaisseur limite ; et en ce que si l'épaisseur de l'objet est inférieure à l'épaisseur limite, le procédé comprend 5 en outre une application au moins aux voxels de l'objet dans l'image reconstruite d'un facteur correctif multiplicatif égal au ratio entre l'épaisseur limite et l'épaisseur de l'objet. On obtient donc avec le procédé de l'invention une image 3D de l'organe contenant l'objet à caractériser dont les voxels sont proportionnels à w la grandeur physique caractéristique de la radio-opacité de l'objet. Selon un deuxième aspect, l'invention concerne un système d'imagerie médicale comprenant des moyens apte à mettre en oeuvre un procédé selon le premier aspect de l'invention. Et selon un troisième aspect, l'invention concerne un programme 15 d'ordinateur caractérisé en ce qu'il comprend des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé selon le premier aspect de l'invention.
PRESENTATION DES FIGURES
20 D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront encore de la description qui suit laquelle est purement illustrative et non limitative et doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels outre la figure 1 déjà discutée : - la figure 2 illustre schématiquement un système d'imagerie 25 médicale ; - la figure 3 illustre schématiquement des étapes du procédé selon l'invention ; - la figure 4 illustre le contraste volumique de l'objet dans le plan image reconstruit passant par ledit objet en fonction de l'épaisseur du 30 modèle d'objet ; 5 2927719 -la figure 5 illustre la taille du modèle de lésion dans le plan du détecteur en fonction de l'épaisseur limite - la figure 6 illustre schématiquement des sous-étapes du procédé de l'invention ; 5 - la figure 7 illustre le principe d'estimation de l'épaisseur limite.
DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION
Système d'imaqerie médicale io Sur la figure 2, on a illustré, schématiquement, un système d'imagerie médicale 1 permettant l'acquisition d'images 2D de projection pour la reconstruction d'une image 3D d'un organe lésé. Un tel système peut être un appareil mammographique pour la détection et la caractérisation de lésions dans le cas du dépistage, du 15 diagnostic et du traitement du cancer du sein. Le système d'imagerie médical 1 comprend un système d'acquisition d'images 3, un système de traitement d'images 5 et un système d'affichage 4. Le système d'acquisition 3 permet d'acquérir une pluralité d'images de 20 projection 2D d'une région d'intérêt û d'un organe û d'un patient. Le système de traitement 5 est par exemple un ordinateur. Le système de traitement 5 est couplé à des moyens mémoires 6 qui peuvent être intégrés ou séparés du système de traitement 5. Ces moyens peuvent être formés par un disque dur ou tout autre moyen de stockage amovible (un cd-rom, une disquette 25 etc.). Le système d'acquisition d'images 3 est par exemple un système d'acquisition par rayons X ce dernier comprenant tout moyen connu permettant l'émission de rayons X sur l'objet 2 et l'acquisition d'images résultantes. 30 Le système de traitement permet d'une part la reconstruction de l'image 3D ainsi que le traitement d'images tel que nous allons le décrire. 6 2927719 Description générale du procédé de traitement d'image Dans ce qui suit on considère que l'on cherche à analyser l'image d'un organe d'un patient pour éventuellement détecter une lésion. La figure 3 illustre schématiquement les étapes du procédé de 5 traitement d'images. Le procédé de traitement vise à traiter une image 3D représentative de la prise de contraste de l'organe lésée obtenue au moyen d'un procédé de reconstruction de type tomographique à partir d'une pluralité d'images de projection 2D acquises suite à une émission de rayons X sur un organe lésé (émission décrite précédemment). io L'image 3D comprend une pluralité de voxels présentant une valeur de contraste quantifiant la radio-opacité de l'organe lésé. Dans le cas de la tomosynthèse simple énergie, le contraste de l'objet est proportionnel au coefficient d'atténuation linéaire de l'objet. Et dans le cas de la tomosynthèse double énergie, après 15 recombinaison pour chaque angle de projection des images basse et haute énergies pour produire une image de prise de contraste (par exemple au moyen d'une soustraction logarithmique pondérée connue de l'homme de l'art) et reconstruction de l'image 3D à partir de ces images de projection 2D recombinées, le contraste de l'objet est proportionnel à la concentration C du 20 produit de contraste. Le produit de contraste injecté est par exemple de l'iode ou plus généralement un produit iodé. Le procédé comprend une étape SO au cours de laquelle on acquiert une pluralité d'images de projection 2D de l'organe d'un patient. Le procédé comprend également une étape S1 au cours de laquelle 25 on reconstruit une image 3D de l'organe. Le procédé comprend une étape de détection S2 d'un objet dans l'image 3D reconstruite. On entend par détection de l'objet le fait que dans une zone donnée de l'image 3D reconstruite des voxels agglomérés présentent tous une 30 valeur de contraste sensiblement différente de celle des autres voxels de la zone donnée. Les voxels agglomérés constituent l'objet détecté. 7 2927719 Dans une forme de réalisation l'image 3D est constituée d'une pluralité d'images 2D dites plans de coupe, parallèles au plan du détecteur et empilées selon l'axe z perpendiculaire au plan du détecteur, ladite zone donnée est donc elle-même constituée d'une pluralité de zones données 2D 5 présente dans les plans de coupe. L'objet est alors détecté en observant sur une série de plans de coupe, des pixels agglomérés présentant une valeur de contraste sensiblement différente de celle des autres pixels de la zone 2D donnée. L'accumulation selon z des pixels agglomérés sur la série de plans de coupe lo constitue l'objet détecté. Dans la suite de la description, le plan P fera référence à un plan sensiblement parallèle au détecteur et passant par l'objet détecté. Le principe du procédé repose sur une estimation S3 d'une épaisseur limite T à partir de laquelle les valeurs de contraste des voxels ne sont plus 15 proportionnelles à la radio-opacité de l'objet. Le procédé évite que la valeur des voxels de l'image 3D recombinée ne soit dégradée lorsque l'épaisseur de l'objet à caractériser est inférieure à une épaisseur limite pour une taille d'objet donnée mesurée dans un plan qui est parallèle au détecteur et qui passe par l'objet. 20 Sur la figure 4 on a représenté, pour un objet de section carrée de dimensions 3x3 mm dans le plan P, les valeurs de contraste de l'objet dans un plan parallèle au détecteur et passant par l'objet (par exemple le plan P) en fonction de l'épaisseur t de l'objet (exprimée en dixième de millimètres) en considérant un coefficient d'atténuation linéaire constant û 25 caractéristique de la radio-opacité de l'objet. Plus précisément on utilise un objet de forme parallélépipédique de section carrée dans le plan P et on fait varier son épaisseur t (sa dimension selon l'axe z).
Pour obtenir une courbe telle qu'illustrée sur la figure 4, pour chaque 30 objet d'épaisseur t donnée et de forme donnée, on procède à une coupe dans le volume reconstruit passant par l'objet (sensiblement perpendiculaire à l'axe z), par exemple le plan P.
Pour des dimensions d'objet données dans le plan P, on peut tracer les valeurs de contraste en fonction de l'épaisseur de l'objet t.
s On distingue sur la figure 4 deux zones : une zone non linéaire I et une zone linéaire Il. Ces deux zones sont de part et d'autres d'une valeur t=T.
En particulier en tomosynthèse simple énergie :
^ dans la zone linéaire Il, le contraste de l'objet est proportionnel 10 au coefficient d'atténuation linéaire p de l'organe ;
^ dans la zone non linéaire I il a été montré que le contraste est
essentiellement proportionnel à ( M/T. On comprend évidemment que dans la zone non linéaire I il y a une
15 quantification du contraste imparfaite, on peut dire qu'il y alors un défaut de contraste. On comprend en outre que pour rétablir la linéarité il suffit de multiplier les valeurs de contraste dans cette zone par un facteur K=T/t.
Il est à noter que dans le cas de la tomosynthèse à double énergie le coefficient d'atténuation linéaire est à remplacer par la concentration du
20 produit de contraste dans l'organe.
On montre alors de la même manière que
^ dans la zone linéaire Il, le contraste de l'objet est proportionnel à la concentration C du produit de contraste ;
^ dans la zone non linéaire I il a été montré que le contraste est 25 essentiellement proportionnel à (C.t)/T. En conséquence dans le procédé pour un objet de taille D dans le plan P on compare S4 l'épaisseur tp de l'objet à l'épaisseur limite T qui dépend de D et si l'épaisseur tp est inférieure à l'épaisseur limite T on
30 multiplie S6 les valeurs du contraste de l'objet dans l'image 3D reconstruite 9 2927719 par le coefficient Kp=T/tp calculé S4 (ceci étant valable pour la tomosynthèse à simple ou double énergie).
La figure 5 illustre une relation linéaire entre la taille de l'objet dans le s plan P du détecteur et l'épaisseur limite T. Une telle courbe a été obtenue pour une ouverture angulaire comprise entre -20° et +20°. Pour une ouverture angulaire donnée de l'appareil de tomosynthèse, il y a donc relation de proportionnalité entre la taille de l'objet dans le plan P et l'épaisseur limite T. Le coefficient de proportionnalité est stocké avec io l'ouverture angulaire à laquelle il s'applique dans les moyens de traitement du système d'imagerie médicale.
Ainsi, pour une ouverture angulaire donnée, si l'on est capable d'estimer la taille D de l'objet dans le plan P, on peut en déduire l'épaisseur 15 limite T qui va nous permettre de corriger les valeurs de contraste. Il faut avoir construit la courbe donnant le contraste en fonction de l'épaisseur de l'objet (voir figure 4) au moins pour deux valeurs de D afin de pouvoir en déduire le coefficient de proportionnalité entre T et D.
20 Ainsi pour rétablir la proportionnalité entre contraste des voxels de la lésion et coefficient d'atténuation linéaire (ou concentration du produit de contraste) il faut estimer d'une part S3 l'épaisseur limite T et d'autre part S4 l'épaisseur tp de l'objet à caractériser.
25 Estimation de l'épaisseur limite T et de l'épaisseur tp de l'objet à caractériser Pour estimer S3 l'épaisseur limite T on initialise S30 le modèle d'objet (voir figure 7) pour une taille D donnée dans le plan P. Pour ce faire, on peut prendre une hypothèse arbitraire quant à la 30 forme de l'objet : ellipsoïdale, ou parallélépipédique, par exemple.
Le paramètre important étant surtout la dimension selon l'axe z perpendiculaire au plan du détecteur : l'épaisseur t du modèle d'objet. On a représenté sur la figure 7 un modèle théorique d'un volume 50 contenant un modèle d'objet 51 d'épaisseur t.
Sur ce modèle théorique on simule l'acquisition d'une pluralité d'images de projection 2D suivie d'une reconstruction d'images 3D dans les mêmes conditions que les conditions réelles d'un examen radiologique. On obtient alors une reconstruction imparfaite du modèle d'objet et (voir figure 4) on sait que les voxels de l'image reconstruite peuvent ne pas i0 présenter un contraste proportionnel à la radio-opacité de l'objet (à cause de l'ouverture angulaire limitée de la trajectoire de la source rayons X autour de l'objet que l'on image). Pour obtenir l'épaisseur limite T on va répéter S34 les opérations en faisant à chaque fois varier l'épaisseur t de l'objet, et à chaque fois extraire 15 un plan 53 de coupe sensiblement perpendiculaire à l'axe z et passant par l'objet, par exemple le plan P. De ces plans de coupe, on peut alors extraire le contraste de l'objet et tracer une courbe similaire à celle de la figure 4 permettant d'en déduire l'épaisseur limite T pour une taille D de l'objet et l'ouverture angulaire 20 données.
On note que l'on obtient un réseau de courbes pour différentes valeurs de la taille D de l'objet que l'on peut stocker dans les moyens de traitement du système d'imagerie médicale. Une fois l'épaisseur limite T estimée on estime l'épaisseur tp de l'objet à caractériser.
On peut à cet effet utiliser un dispositif permettant d'obtenir les 30 caractéristiques dimensionnelles de l'objet, par exemple en utilisant un système d'imagerie secondaire tel que l'imagerie par résonance magnétique, 25 11 2927719 échographie etc. Si l'on utilise par exemple un appareil d'échographie, en réalisant l'acquisition d'une image de coupe de l'objet dans un plan perpendiculaire au plan x,y du détecteur de l'appareil de tomosynthèse, il devient alors possible de mesurer l'épaisseur tp de l'objet dans ce plan de 5 coupe ultrasonore.
Et l'épaisseur tp de l'objet à caractériser estimée permet ensuite la détermination du facteur correctif Kp.
io On peut également utiliser les caractéristiques dimensionnelles pour donner au modèle d'objet une forme générale qui soit proche de l'objet à caractériser. On peut par exemple considérer le modèle d'objet comme sphérique. Dans ce cas, la mesure de la taille D de l'objet dans le plan P du détecteur 15 nous donne accès directement à une estimation de l'épaisseur tp, avec tp=D. Alternativement, si l'on suppose que l'objet est un ellipsoïde aplati selon l'axe z dont l'épaisseur est liée à la taille D dans le plan P selon un rapport a, la mesure de la taille D de l'objet dans le plan P nous donne accès directement à une estimation de l'épaisseur tp de l'objet, avec tp=a.D. 20 Ainsi d'une part grâce à l'estimation de l'épaisseur limite T et de l'épaisseur tp de l'objet on peut calculer le facteur correctif Kp et corriger le contraste de l'objet dans l'image reconstruite.
25 Le contraste de la lésion dans le cas où une lésion est à caractériser est correctement quantifié et les informations disponibles pour que le praticien fasse son diagnostic sont améliorées.
II a été décrit un exemple dans le cas de l'imagerie médicale mais on 30 peut utiliser un tel procédé de traitement lorsque l'on souhaite caractériser un matériau et notamment détecter ses défauts. 25 12
Claims (8)
1. Procédé de traitement d'images obtenues par tomosynthèse comprenant une acquisition (SO) d'une pluralité d'images de projection 2D d'une région d'intérêt d'un patient; une reconstruction (Si) d'une image numérique 3D à partir des images de projection 2D acquises ; caractérisé en ce qu'il comprend io une détection (S2) d'un objet dans l'image reconstruite ; -une estimation (S3) d'une épaisseur limite (T) caractéristique d'un défaut de contraste des voxels pour un diamètre (D) de l'objet ; une estimation (S4) de l'épaisseur (tp) de l'objet ; - une comparaison (S5) de l'épaisseur (tp) de l'objet à l'épaisseur 15 limite (T) ; et en ce que si l'épaisseur (tv) de l'objet est inférieure à l'épaisseur limite (T), le procédé comprend en outre une application (S6) au moins aux voxels de l'objet dans l'image reconstruite d'un facteur correctif multiplicatif (Ko) égal au ratio 20 entre l'épaisseur limite (T) et l'épaisseur (tp) de l'objet.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le facteur correctif est fonction de l'épaisseur limite (T) à partir de laquelle les voxels ne sont plus à variation linéaire par rapport à la radio-opacité de l'objet détecté.
3. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'estimation (S3) de l'épaisseur limite (T) comprend pour une dimension donnée de l'objet une détermination (S30) d'un volume théorique d'une zone d'intérêt contenant un modèle de l'objet d'épaisseur (t) et de forme donnés 13 2927719 - un calcul (S31) d'un modèle de volume reconstruit issu du volume théorique par reconstruction par tomosynthèse à partir d'une pluralité d'images 2D issues du volume théorique calculé ; une extraction (S32) d'un plan de coupe (Pc) interceptant l'objet s d'épaisseur donnée (t) ; - une répétition (S33) des deux étapes (S30, S31) de calcul et de l'étape d'extraction (S32) pour une pluralité de valeurs d'épaisseur donnée (t) ; - une détermination (S34) de l'épaisseur limite (T) à partir du contraste l0 relevé pour chaque épaisseur considérée.
4. Procédé selon la revendication précédente, caractérisé en ce que le modèle de l'objet est choisi parmi le groupe suivant : sphérique, cubique ou plus généralement ellipsoïdale ou parallélépipédique.
5. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les images de projection sont obtenues par tomosynthèse simple énergie. 20
6. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les images sont obtenues par tomosynthèse double énergie avec injection d'un produit de contraste..
7. Système d'imagerie médicale comprenant des moyens apte à mettre 25 en oeuvre un procédé selon l'une des revendications là 6.
8. Programme d'ordinateur caractérisé en ce qu'il comprend des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé selon l'une des revendications 1 à 6. 15 30
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