FR2963976A1

FR2963976A1 - Procede de traitement d'images pour la determination de zones suspectes dans une matrice tissulaire, et son utilisation pour la navigation 3d a travers la matrice tissulaire

Info

Publication number: FR2963976A1
Application number: FR1056712A
Authority: FR
Inventors: Giovanni Palma; Razvan Iordache; Sylvain Bernard
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2010-08-23
Filing date: 2010-08-23
Publication date: 2012-02-24
Anticipated expiration: 2030-08-23
Also published as: CN102436653A; FR2963976B1; CN102436653B; DE102011052842A1; US20120045111A1; US8824761B2; JP5893290B2; JP2012040395A

Abstract

L'invention concerne un procédé de génération d'images révélant des zones suspectes dans une matrice tissulaire. Le procédé génère une image 2D à partir d'images médicales acquises de la matrice tissulaire. Cette image 2D ne montre que des signes radiologiques potentiellement pathologiques et non des superpositions de tissus.

Description

Domaine de l'invention

L'invention concerne le domaine du traitement d'images médicales.

Plus précisément, l'invention concerne un procédé de génération d'images médicales mettant en évidence des zones suspectes dans une matrice tissulaire. Ces images sont générées à partir d'images médicales bidimensionnelles et tridimensionnelles d'un même objet et associées au résultat d'un système de détection de zones radiologiquement suspectes dans ce dernier. Le procédé de génération d'images médicales est utilisé pour la détection de lésion, type cancer, notamment dans le sein.

Arrière plan technoloqique Pour le diagnostique du cancer du sein, on utilise généralement la radiologie afin d'obtenir une image de l'intérieur du sein. Une image radiologique bidimensionnelle (2D) représente une projection d'une matrice tissulaire sur un plan formé par un détecteur, à partir d'une source de radiation, par exemple un sein dans le cas du diagnostique du cancer du sein. L'image radiologique est généralement obtenue en plaçant l'objet d'intérêt entre la source émettrice de rayons X et le détecteur de rayons X, de sorte que les rayons atteignent le détecteur après avoir traversé l'objet. L'image radiologique est ensuite construite à partir des données fournies par le détecteur, et représente la matrice tissulaire projetée sur le détecteur dans la direction des rayons X. Sur cette image de radiographie, un praticien expérimenté peut distinguer des signes radiologiques indicateurs d'un problème potentiel, par exemple des micro-calcifications ou des opacités dans le cas de la mammographie. Toutefois, une image radiologique provient d'une projection en deux dimensions d'une matrice tissulaire tridimensionnelle. La superposition de tissus peut alors masquer des signes radiologiques tels que des lésions, et en aucun cas la position réelle des signes radiologiques à l'intérieur de l'objet d'intérêt est connue ; le praticien n'ayant aucune information sur la position des signes radiologiques dans la direction de projection.

La tomosynthèse s'est récemment développée pour répondre à ces problèmes ; elle permet d'obtenir une représentation tridimensionnelle (3D) d'un objet d'intérêt sous la forme d'une série de coupes successives. Ces coupes sont reconstruites à partir de projections de l'objet d'intérêt sous divers angles. Pour cela, l'objet d'intérêt est généralement placé entre une source émettrice de rayons X et un détecteur de rayons X. La source et/ou le détecteur sont mobiles, de sorte que la direction de projection de l'objet d'intérêt sur le détecteur peut varier (typiquement sur une plage angulaire de 300). On obtient ainsi plusieurs projections de l'objet d'intérêt sous différents angles, à partir desquelles une représentation 3D de l'objet d'intérêt peut être reconstruite, généralement par une méthode de reconstruction bien connue de l'homme du métier, voir par exemple le document FR 2 872 659. Ainsi, en parcourant les coupes de tomosynthèse d'un objet d'intérêt, un praticien peut détecter des signes radiologiques dans l'objet d'intérêt et évaluer leur position en trois dimensions. Cependant, les praticiens ont des années d'expérience dans l'analyse d'images radiologiques 2D (mammographique standard), alors que l'analyse de coupes de tomosynthèse n'est qu'à son commencement.

Ainsi, une période de transition s'avère préférable. Pendant cette période de transition, les praticiens seront amenés à analyser des coupes de tomosynthèse d'un objet d'intérêt accompagnées d'images mammographiques standards d'un même objet d'intérêt, dans le but d'acquérir une expérience et une aisance dans l'analyse des coupes de représentation 3D et de comparer à des images radiographiques 2D conventionnelles dans le cadre d'une étude sur l'évolution temporelle des signes radiologiques. Dans cette optique, des recherches ont été menées pour réaliser des systèmes d'acquisition d'images radiographiques permettant d'obtenir des images radiologiques et des coupes de tomosynthèse d'un même objet d'intérêt. Cependant, le praticien va d'abord rechercher une zone suspecte sur l'image radiologique 2D avant de visualiser les coupes obtenues par tomosynthèse. Le problème de la superposition des tissus sur l'image radiologique demeure donc.

Présentation Un des objectifs de l'invention est donc de palier au moins un des inconvénients de l'art antérieur. Pour cela, un procédé de génération d'images finales mettant en évidence des zones suspectes dans une matrice tissulaire, à partir d'une première image et d'images médicales de la matrice tissulaire préalablement acquises par un système d'acquisition d'images médicales, est proposé. Ce procédé comprend les étapes suivantes : - la construction, par un calculateur de détection, d'une carte 3D de suspicion à partir des images médicales, la carte 3D de suspicion étant une matrice 3D de voxels dont les valeurs indiquent un degré de suspicion révélant si les zones de la matrice tissulaire correspondantes sont suspectes ; caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes de : - génération, par un calculateur de mise en oeuvre, d'une carte de suspicion 2D par projection de tout ou partie de la carte 3D de suspicion sur un plan à partir d'un point reproduisant les conditions d'obtention de la première image par le système d'acquisition, la carte de suspicion 2D étant une matrice 2D de pixels dont les valeurs indiquent un degré de suspicion déterminé à partir des degrés de suspicion de la carte 3D de suspicion ; et - génération, par le calculateur de mise en oeuvre, d'une image 2D finale de la matrice tissulaire à partir de la première image et/ou de la carte de suspicion 2D, l'image 2D finale mettant en évidence des zones suspectes de la matrice tissulaire.

Un avantage de ce procédé est l'obtention d'une image 2D finale portant des indications supplémentaires par rapport aux images médicales 2D conventionnelles. Ainsi, le praticien disposera d'un outil de diagnostique qu'il a l'habitude d'étudier. En outre, les indications permettent de distinguer des signes radiologiques pathologiques de ceux qui résultent de la superposition de tissus sains.

D'autres caractéristiques optionnelles et non limitatives sont : - le système d'acquisition est un système de tomosynthèse 25 mammaire ; - la valeur p(PixM2D) d'un pixel de la carte 2D de suspicion est obtenue par une opération d'agrégation 1 sur les valeurs p(VoxM3D') de voxels de la carte 3D de suspicion situés sur une ligne droite L reliant le point et le pixel telle que : p(PixM2D) = 1iEL p(VOXM3D') , - le calculateur de mise en oeuvre génère un volume à partir d'une image 3D de la matrice tissulaire préalablement obtenu et de la carte 3D de suspicion, l'image 3D étant une matrice de voxels dont la valeur est obtenue à partir des intensités des images médicales, le volume étant une matrice de voxels dont la valeur est une multiplication entre les valeurs des voxels de la carte 3D de suspicion et de l'image 3D correspondants ; dans lequel le calculateur de mise en oeuvre génère une image de signes radiologiques suspects par projection du volume sur un plan à partir d'un point reproduisant les conditions d'obtention de la première image, l'image de signes radiologiques suspects étant une matrice de pixels, la valeur rr(Pixpi) d'un pixel de l'image de signes radiologiques suspects est obtenue par l'application d'un opérateur d'agrégation 1 sur les valeurs rr(Voxvii) de voxels du volume situés sur une ligne droite L reliant le point et le pixel telle que : Tr(Pixpi) = 1iEL Tr(VOXvi') ; - le calculateur génère l'image 2D finale en effectuant une addition pondérée de tout ou partie des valeurs des pixels des premières images, image de signes radiologiques suspects et de la carte 2D de suspicion ; - une fois la carte 3D de suspicion construite, le calculateur de mise en oeuvre ne travaille que sur une partie des cartes et images, cette partie étant une région d'intérêt déterminée à partir de la carte 3D de suspicion et susceptible d'être une zone suspecte ; - la ROI est produite de manière automatique à partir de la carte 3D de suspicion ; - le procédé comprend en outre les étapes suivantes : - une image de la matrice tissulaire est affichée sur un dispositif d'affichage ; - la région d'intérêt est marquée sur l'image de la matrice tissulaire ; - plusieurs images, correspondant à des coupes de la matrice tissulaire au niveau de la région d'intérêt parallèles à l'image de la matrice tissulaire, sont affichées sur le dispositif d'affichage ou un autre dispositif d'affichage, les coupes de la matrice tissulaire étant classées par ordre de suspicion selon la carte 3D de suspicion ; l'image de la matrice tissulaire affichée étant la première image ou l'image 2D finale ; - le procédé comprend en outre les étapes suivantes : - une image de la matrice tissulaire est affichée sur un dispositif d'affichage ; - un filigrane indiquant le degré de suspicion de zone de la matrice tissulaire est superposé sur l'image de la matrice tissulaire, le filigrane étant construit à partir de la carte 2D de suspicion et révélant des isocontours de la carte 2D de suspicion ; - les isocontours sont indiqués sur le filigrane par des lignes ou des zones colorées.

L'invention propose également un système de calcul pour la mise en oeuvre du procédé décrit ci-dessus, comprenant : - un calculateur de mise en oeuvre comportant : - un module de génération d'une carte 2D de suspicion à partir d'une carte 3D de suspicion obtenue à partir d'images médicales de la matrice tissulaire, préalablement générée ; - un module de génération d'un volume à partir d'une image 3D d'une matrice tissulaire et de la carte 3D de suspicion ; - un module de génération d'une image de signes radiologiques suspects à partir d'une projection simulée du volume sur un plan à partir d'un point ; - un module de génération d'une image 2D finale à partir d'une première image préalablement acquise, de la carte 2D de suspicion et de l'image de signes radiologiques suspects par addition pondérée de celles-ci ; - une unité mémoire pour le stockage de la carte 2D de suspicion, du volume, de l'image de signes radiologiques suspects et de l'image 2D finale ; - un afficheur pour l'affichage d'au moins une des images. L'invention propose encore un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé ci-dessus présenté lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.

Présentation des dessins

D'autres objectifs, caractéristiques et avantages ressortiront de la description détaillée qui suit, en référence aux dessins donnés à titre illustratif et non limitatif, parmi lesquels : - la figure 1 est une illustration schématique d'un système d'imagerie médicale utilisé pour l'acquisition des images médicales couplé à un système de calcul mettant en oeuvre le procédé ; - la figure 2 est un organigramme illustrant les différentes étapes du procédé ; - la figure 3 est une illustration de l'étape d'acquisition d'une première image médicale d'une matrice tissulaire du procédé de la figure 2; - la figure 4 est une illustration de l'étape d'acquisition d'images médicales supplémentaires du procédé de la figure 2 ; - la figure 5 est une illustration de l'étape de construction d'une image 3D de la matrice tissulaire du procédé de la figure 2 ; - la figure 6 est une illustration de l'étape de construction d'une carte 3D de suspicion du procédé de la figure 2 ; - la figure 7 est une illustration de l'étape de construction d'une carte 2D de suspicion, à partir de la carte 3D de suspicion, du procédé de la figure 2 ; - la figure 8 est une illustration de l'étape dans laquelle le produit entre l'image 3D et la carte 3D de suspicion est effectué donnant un volume ; - la figure 9 est une illustration de l'étape de projection du produit illustré par la figure 8 ; - la figure 10 est un schéma illustrant une première utilisation du procédé selon la figure 2 pour la navigation 3D à travers la matrice tissulaire ; et - la figure 11 est un schéma illustrant une deuxième utilisation du procédé selon la figure 2 pour la navigation 3D à travers la matrice tissulaire. Par souci de simplification et pour des raisons de lisibilité, sur les figures 3, 4, 6, 8 seules les différentes images acquises ou générées sont représentées et non le détecteur ou le plan sur lequel elles sont obtenues. 9 Description détaillée

Système d'acquisition d'imaqes médicales et système de mise en oeuvre pour la qénération d'une imaqe 2D finale révélant des zones 5 suspectes d'une matrice tissulaire

Sur la figure 1, on a illustré, schématiquement, un système 1 d'imagerie médicale pour l'acquisition d'images permettant la reconstruction en trois dimensions (3D) d'une matrice tissulaire O à 10 partir d'images en deux dimensions (2D) de la matrice tissulaire O. Le système 1 d'imagerie médicale peut être un appareil pour mammographie pour la détection et la caractérisation de signes radiologiques dans le cas du dépistage, du diagnostic et du traitement du cancer du sein (matrice tissulaire). 15 Le système 1 d'imagerie comprend une unité 2 d'acquisition d'images 2D. L'unité 2 d'acquisition comporte un support vertical 21 et un bras positionneur 22 relié à une source 21 de radiation, par exemple de rayon X. Le bras positionneur 22 est relié à rotation au support 20 vertical 21 autour d'un arbre de rotation 23. Le support vertical 21 est fixe. Ainsi, par rotation du bras positionneur 22, la source 24 peut être positionnée suivant des orientations déterminées. L'unité 2 d'acquisition comporte également un bras de maintien muni d'une tablette comprenant un support de détection 25 et un 25 support de compression 26 parallèle au support de détection 25 pour comprimer le sein O positionné entre les deux supports, comme illustré sur la figure 1. Le support de compression 26 est positionné au dessus du support inférieur 25 et peut être déplacé en translation par rapport à ce dernier le long d'un rail de translation 27. Le support 30 de détection 25 comprend un détecteur de radiation correspondant à celle utilisée par la source 21. Les supports de détection 25 et de compression 26 maintiennent le sein O immobile pendant l'acquisition des images médicales. Les bras positionneur 22 et de maintien peuvent être solidaire l'un de l'autre ou désolidarisés permettant une rotation de l'un par rapport à l'autre autour de l'arbre de rotation 23. Ils sont positionnés l'un par rapport à l'autre de manière à ce qu'une grande partie des radiations émises par la source 24 soit reçue par le détecteur. Le détecteur peut être un capteur d'image à semi-conducteurs comprenant, par exemple, du phosphore d'iodure de césium (scintillateur) sur une matrice de transistor/photodiode en silicium amorphe. D'autres détecteurs adéquats sont : un capteur CCD, détecteur numérique direct qui convertit directement les rayons X en signaux numériques. Le détecteur illustré sur la figure 1 est plan et définit une surface plane d'image, d'autres géométries peuvent convenir, comme par exemple les détecteurs de rayons X numérique de forme courbée formant une surface courbe d'image. Le système 1 d'acquisition comprend également une unité de commande 3 reliée à l'unité d'acquisition 2 soit par connexion filaire ou par réseau. L'unité de commande 3 envoie des signaux de commande électriques à l'unité d'acquisition 2 afin de fixer plusieurs paramètres tels que la dose de radiation à émettre, le positionnement angulaire du bras positionneur 22, le positionnement angulaire du bras de maintien, la force de compression que le support de compression 22 doit appliquer au sein O. L'unité de commande 3 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes un lecteur de CD-ROM, DVD-ROM, ou des ports de connexion pour lire les instructions du procédé de traitement d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette, un CD-ROM, DVD-ROM, ou clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. En variante, l'unité de commande 3 peut comprendre un dispositif de connexion réseau (non représenté) filaire ou sans-fil. En variante, l'unité de commande 3 exécute les instructions du procédé de traitement stockées dans des micro-logiciels. Le système 1 d'acquisition comprend en outre une unité mémoire 4 reliée à l'unité de commande 3 pour l'enregistrement des paramètres et des images acquises. Il est possible de prévoir que la base de données 4 est située à l'intérieur de l'unité de commande 3 comme à l'extérieur. L'unité mémoire 4 peut être formée par un disque dur ou SSD, ou tout autre moyen de stockage amovible et réinscriptible (clés USB, cartes mémoires etc.).

L'unité mémoire 4 peut être une mémoire ROM/RAM de l'unité de commande 3, une clé USB, une carte mémoire, une mémoire d'un serveur central. Le système 1 d'acquisition comprend un afficheur 5 relié à l'unité de commande 3 pour l'affichage des images acquises et/ou d'informations sur les paramètres que l'unité de commande 3 doit transmettre à l'unité d'acquisition 2. L'afficheur 5 peut être intégré dans l'unité 2 d'acquisition ou l'unité 3 de commande ou encore un calculateur 3D 61 ci-après décrit, ou en être séparé comme par exemple dans le cas d'une station de revue utilisée par la radiologue pour établir un diagnostique à partir d'images médicales numériques. L'afficheur 5 est par exemple un écran d'ordinateur, un moniteur, un écran plat, un écran plasma ou tout type de dispositif d'affichage connu du commerce.

L'afficheur 5 permet à un praticien de contrôler la reconstruction et/ou l'affichage des images 2D acquises. Le système 1 d'acquisition est couplé à un système 6 de calcul comprenant un calculateur 3D 61 qui reçoit les images acquises et stockées dans l'unité mémoire 4 du système 1 d'acquisition, à partir desquelles il construit une image 3D du sein par tomosynthèse numérique. Un exemple de procédé pour la tomosynthèse numérique du sein est décrit plus en détail dans le document FR 2 872 659.

Le calculateur 61 est par exemple un/des ordinateur(s), un/des processeur(s), un/des microcontrôleur(s), un/des micro-ordinateur(s), un/des automate(s) programmable(s), un/des circuit(s) intégré(s) spécifique(s) d'application, d'autres circuits programmables, ou d'autres dispositifs qui incluent un ordinateur tel qu'une station de travail. Le système 6 de calcul comprend également une unité mémoire 62 pour le stockage des données générées par le calculateur 3D 61.

Les systèmes d'acquisition et de calcul, respectivement 1 et 6, sont couplés à un système 7 de détection automatique de zones suspectes dans l'image 3D produit par le système 6 de calcul. Ce système 7 de détection contient un calculateur 71 de détection qui permet de produire une carte 3D de suspicions informant sur des zones suspectes à partir de l'image 3D obtenue du système 6 de calcul et/ou des données issues du système 1 d'acquisition et acquises lors de la même séance d'examen associé à l'image 3D. Le calculateur 71 de détection peut être similaire au calculateur 3D 61. Le système 7 de détection comprend également une unité mémoire 72 pour le stockage des données générées par le calculateur 71 de détection.

Le système 7 de détection peut être, dans certain cas, le même que le système 6 d'acquisition.

Les systèmes d'acquisition, de calcul et de détection, respectivement 1, 6 et 7, peuvent aussi être reliés à un système 8 dédié à la mise en oeuvre du procédé décrit-ci après. Ce système 8 de mise en oeuvre utilise complètement ou en partie les données issues des systèmes d'acquisition 1, de calcul 6 et de détection 7, à savoir les données d'acquisition provenant du système 1 de calcul et/ou l'image 3D construite par le système 3D 6 de calcul et/ou la carte 3D de suspicion produite par le système 7 de détection. Ce système 8 de mise en oeuvre peut, dans certains cas, être le même que l'un des systèmes d'acquisition 6 ou de détection 7. La transmission des données entre l'unité mémoire 4 du système 1 d'acquisition, et les systèmes de calcul 6, de détection 7 ou de mise en oeuvre 8 peut être effectuée à travers un réseau informatique interne ou externe ou à l'aide de tout support mémoire physique adéquat tel que disquettes, CD-ROM, DVD-ROM, disque dure externe, clé USB, SD card...

Afin de permettre la mise en oeuvre du procédé décrit-ci après, le système 8 de mise en oeuvre comprend un calculateur 81 équipé d'un module 811 de génération d'une carte 2D de suspicion M2D, d'un module 812 de génération d'un volume VI, d'un module 813 de génération d'une image P1 de signes radiologiques suspects et d'un module 814 de génération d'une image 2D finale P. Le calculateur 81 peut comprendre un dispositif de lecture (non représenté) par exemple un lecteur de disquettes, un lecteur de CD-ROM ou DVD-ROM, ou des ports de connexion pour lire les instructions du procédé de traitement d'un support d'instructions (non montré), comme une disquette, un CD-ROM, un DVD-ROM ou une clé USB ou de manière plus générale par tout support de mémoire amovible ou encore via une connexion réseau. En variante, le calculateur 81 peut comprendre un dispositif de connexion réseau (non-représenté) filaire ou sans-fil. En variante, le calculateur 81 exécute les instructions du procédé de traitement stockées dans des micro-logiciels. Le système 8 de calcul peut comprendre aussi un afficheur pour l'affichage d'images générées par le calculateur 81. Cet afficheur peut être le même que l'afficheur 5 du système 1 d'acquisition d'images (comme illustré sur la figure 1), ou un afficheur séparé. Par couplage, on entend qu'un système 1 d'acquisition et les systèmes de calcul 6, de détection 7 et de mise en oeuvre 8 sont utilisés pour au final obtenir une image révélant les zones suspectes du sein O. Cependant, les systèmes d'acquisition 1, de calcul 6, de détection 7 et de mise en oeuvre 8 ne sont pas systématiquement utilisés en même temps et disposés dans la même pièce. Les systèmes d'acquisition 1, de calcul 6, de détection 7 et de mise en oeuvre 8 ne sont pas non plus nécessairement reliés physiquement.

Le couplage se fait alors par transfert de données d'un système à un autre comme décrit plus haut. Par la suite, la description sera effectuée par référence à la mammographie par rayon X. La matrice tissulaire est alors le sein. Ce choix ne reflète guère une limitation quelconque de l'invention à l'application unique à la mammographie. L'homme du métier saura adapter l'enseignement décrit ci-après à tout type de technique d'acquisition d'images le permettant.

En référence aux figures 1 à 4, sont décrites quatre étapes préalables au procédé de génération d'images médicales objet de l'invention. Ces étapes sont données à titre illustratif et l'obtention de données similaires en utilisant d'autres procédés ne remet pas en question le coeur de l'invention décrit plus loin. Étapes préliminaires

- Étape El - Acquisition d'images médicales lm

Une première étape préalable est l'acquisition El d'images médicales lm qui vont être utilisées par la suite. Ces images médicales lm sont acquises à l'aide du système 1 d'acquisition. Pour cela, on positionne le sein O entre le support de détection 25 et le support de compression 26 de l'unité d'acquisition 2 appartenant au système 1 d'acquisition décrit ci-dessus. Le support de compression 26 est ensuite amené vers le support de détection 25 le long du rail 27 afin de comprimer le sein O. Cette opération peut se faire manuellement ou de manière commandée par l'unité de commande 3. L'unité de commande 3 envoie ensuite un signal de positionnement au bras positionneur 22 afin qu'il tourne autour de l'arbre 23 jusqu'à la position angulaire souhaitée. Éventuellement, l'unité de commande 3 envoie un signal de positionnement également au bras de maintenir pour positionner angulairement le détecteur. L'unité de commande 3 envoie un signal à la source 24 afin qu'elle émette la dose de radiation déterminée. Le détecteur compris dans le support de détection 25 détecte le rayonnement qui est passé à travers le sein O et l'unité de commande 3 stocke l'image lue sur le détecteur dans l'unité mémoire 4. L'unité de commande 3 stocke dans l'unité mémoire 4 également la position de la source 24 et du détecteur (pour ce dernier, via la position du support de détection 25). L'opération d'acquisition est répétée pour plusieurs positions angulaires. Les différentes données obtenues correspondent aux images médicales lm qui sont ensuite stockées par l'unité de commande 3 dans l'unité mémoire 4 du système 1 d'acquisition pour une utilisation ultérieure. - Étape E2 - Construction d'une image 3D V

Le procédé peut comprendre en outre la construction E3 d'une image 3D V du sein O à partir des images médicales lm comme 10 illustré sur les figures 2 et 5. Le calculateur 3D 61 construit l'image 3D V à partir des images médicales lm stockées dans l'unité mémoire 4. La transmission des données de l'unité mémoire 4 peut être faite à travers un réseau informatique interne ou externe ou à l'aide de tout support mémoire 15 physique adéquat tel que disquettes, CD-ROM, DVD-ROM, disque dure externe, clé USB, SD card... La construction par le calculateur 3D 61 d'une image 3D V du sein O permet d'avoir une représentation en trois dimensions du sein O et donc de connaître la localisation plus exacte de signes radiologiques 20 en comparaison à une image médicale 2D conventionnelle du sein O pour laquelle on ne peut connaître la position des signes radiologiques dans la direction de la projection (droite reliant la source et la zone de l'image médicale 2D présentant le signe radiologique). 25 L'image 3D est une matrice de voxels Voxv. La valeur Tr(Voxv) d'un voxel Voxv est proportionnelle au coefficient d'atténuation correspondant au tissu positionné au niveau du voxel Voxv.5 - Étapes E3 - Obtention d'une première image PO

Le procédé proposé nécessite l'utilisation d'une première image PO similaire à une mammographie standard. Cette image peut être obtenue de différentes manières, notamment, mais sans s'y limiter, d'une des manières suivantes. Premièrement, cette première image PO peut être obtenue par l'acquisition d'une mammographie conventionnelle juste avant ou juste après l'acquisition des images médicales lm. Lors de cette acquisition, la dose de radiation émise par la source est déterminée de manière habituelle et conventionnelle. La première image PO est alors une image médicale 2D conventionnelle numérique. Deuxièmement, la première image PO peut être obtenue par la génération d'une projection de l'image 3D V construite par le système 6 de calcul. Troisièmement, la première image PO peut être obtenue par construction à partir des images médicales lm selon le procédé décrit dans la demande FR 09.599374. Enfin, la première image PO peut être une parmi les images 20 médicales lm ou générée à partir de tout ou partie des images médicales lm.

Dans tous les cas, la première image PO est une matrice de pixels Pixpo dont la valeur Tr(Pixpo) renseigne sur l'absorption des rayons X 25 après traversée du sein O. De plus on connaît les informations relatives à la configuration réelle ou simulée du système ayant permis la génération de la première image P0, notamment les positions relatives (réelles ou simulées) de la source S et du détecteur. 30 - Étape 4 - Génération d'une carte 3D de suspicion M3D

Les figures 2 et 6 illustrent la génération E4 d'une carte 3D de suspicion M3D. Le calculateur 71 de détection calcule la carte 3D de suspicion M3D à partir soit des images médicales lm, soit de l'image 3D V, soit des deux. Il existe plusieurs méthodes pour obtenir une telle carte 3D de suspicion M3D, par exemple en utilisant un système de détection aidée par ordinateur pour tomosynthèse mammaire numérique (« Digital Breast Tomosynthesis Computer-Aided Detection » en anglais), par exemple comme celle décrit dans « détection de lésions spiculaires et de distorsions architecturales dans des ensembles de données de tomosynthèse mammaire numérique » (« Spiculated Lesions and Architectural Distorsions Detection in Digital Breast Tomosynthesis Datasets » en anglais), Palma G., Bloch I. et Muller S., in International Workshop on Digital Mammography (IWDM) 2010, Girone, Espagne, ou encore dans « Détection aidée par ordinateur de micro-calcifications dans les données de tomosynthèse mammaire numérique : évaluation préliminaire » (« Computer-Aided Microcalcification Detection on Digital Breast Tomosynthesis Data: a Preliminary Evaluation » en anglais), Bernard S., Muller S., Onativia, J., in International Workshop on Digital Mammography (IWDM) 2008. La carte 3D de suspicion M3D est une matrice de voxels VOXM3D. Pour chacun des voxels VOXM3D, la valeur p(VOxM3D) indique un degré de suspicion donnant une indication sur l'existence d'un signe radiologique suspect de la zone du sein correspondant au voxel VOXM3D. Le degré de suspicion p(VOxM3D) peut être une valeur comprise entre 0 et 1, soit de manière discrète (les seules valeurs sont alors 0 et 1, i.e. p(VOxM3D) E {0;1}), soit de manière continue (i.e. P(VOXM3D) E [0;1]). Par exemple, si la zone du sein O correspondant au voxel VOXM3D ne présente pas de signe radiologique suspect ressemblant à des opacités, distorsions architecturales, micro-calcifications ou autres, le degré de suspicion p(VOxM3D) du voxel VOXM3D prend la valeur O. Si la zone du sein O correspondant au voxel VOXM3D comprend potentiellement un signe radiologique suspect, le degré de suspicion p(VOxM3D) du voxel VOXM3D prend la valeur 1.

Lorsque la valeur p(VOxM3D) varie continûment entre 0 et 1, celui- ci reflète le degré de suspicion pour la zone correspondant au voxel VOXM3D. Bien entendu, le degré de suspicion p(VOxM3D) peut être défini de manière à prendre d'autres valeurs. La carte 3D de suspicion M3D est stockée dans une unité 15 mémoire 72 du système 7 de détection. Ainsi, on dispose d'un outil d'aide pour détecter des zones pathologiques de la matrice tissulaire O.

Étapes du procédé de génération d'une image 2D révélant des 20 zones suspectes du sein O

- Étape E5 - Génération d'une carte 2D de suspicion M2D

À partir de la carte 3D de suspicion M3D, le calculateur 81 du 25 système 8 de mise en oeuvre génère une carte 2D de suspicion M2D dans l'étape E5 comme illustré par les figures 2 et 7. Pour cela, le calculateur 81 effectue une projection de la carte 3D de suspicion M3D, qui lui est transmise à partir du système 7 de détection, sur un plan (représenté par la carte 2D de suspicion M2D sur la figure 7) à partir d'un point S. Les positions du plan et du point S correspondent respectivement aux positions du support de détection 25 et de la source 24 de l'unité d'acquisition 2 qui ont été utilisées pour l'acquisition de la première image PO ou des positions du point S et du plan utilisés lors de la construction de la première image PO par simulation, positions qui ont été stockées dans l'unité mémoire 4 et qui peuvent être transférées au calculateur 81 de la même manière que les images médicales lm décrite ci-dessus (partie Étape 3). La position de la carte 3D de suspicion M3D correspond à la position du sein O lors de l'acquisition de la première image P0. Ainsi, sont reproduites pour la génération de la carte 2D de suspicion M2D les mêmes conditions que pour l'acquisition de la première image P0.

La carte 2D de suspicion M2D est une matrice de pixels PiXM2D. La valeur p(PixM2D) de chacun des pixels PiXM2D peut être calculée de différentes façons. De manière générale, cette valeur est le résultat d'une opération d'agrégation comme l'application d'une tconorme entre les degrés de suspicion p(VOxM3D) des voxels VOXM3D de la carte 3D de suspicion M3D qui sont traversés par une ligne L reliant le pixel PiXM2D de la carte 2D de suspicion M2D considéré et le point S, soit : p(PixM2D) = liEL p(VOXM3Di), 1 symbolisant la t-conorme ou autre operateur d'agrégation choisi.

Une t-conorme est un opérateur mathématique commutatif, monotone, associatif et d'élément d'identité 0. La plus petite tconorme est le maximum. On a donc : liEL p(VOXM3D') ? max;EL p(VOXM3D')- Dans le cas du maximum, on a pour chaque pixel PiXM2D de la carte 2D de suspicion M2D : p(PixM2D) = maxiEL p(VOXM3Di). Remarquons que d'autres opérateurs d'agrégation peuvent être utilisés comme par exemple la moyenne.

Ainsi, la carte 2D de suspicion M2D indique en deux dimensions les zones suspectes du sein O de la même manière qu'une image médicale conventionnelle.

La carte 2D de suspicion M2D est stockée par le calculateur 81 dans l'unité mémoire 82 du système 8 de mise en oeuvre. La superposition de signes radiologiques sains, qui peut potentiellement entraîner dans une image médicale conventionnelle un motif pouvant faire croire à un signe radiologique pathologique, ne produira alors pas dans les pixels PiXM2D de la carte 2D de suspicion M2D correspondants une information tendant à faire croire que la zone est suspecte. En effet, avec l'opérateur d'agrégation, par exemple la t-conorme 1, les pixels PixM2D de la carte 2D de suspicion M2D correspondant à cette zone du sein O n'indiqueront pas que celle-ci est suspecte.

- Étape E6 - Génération d'un volume V1

Dans la suite, comme le montrent les figures 2 et 8, le calculateur 25 81 génère un volume VI à partir de l'image 3D V et de la carte 3D de suspicion M3D. Le volume VI est une matrice de voxels Voxvi dont les valeurs sont obtenues par multiplication des voxels Voxv de l'image 3D V avec les voxels VOXM3D de la carte 3D de suspicion M3D correspondants : Tr(Voxvi') = Tr(Voxv).p(Vox 3Di)- Le volume VI est une représentation du sein O dans laquelle seules apparaissent les zones suspectes. Le volume VI est stocké par le calculateur 81 dans l'unité mémoire 82 du système 8 de mise en oeuvre.

- Étape E7 - génération d'une image P1 de signes radiologiques suspects

Les figures 2 et 9 illustrent l'étape E7 de génération d'une image P1 de signes radiologiques suspects. Dans cette étape E7, le calculateur 81 du système 8 de mise en oeuvre projette sur un plan (représenté par l'image P1 de signes radiologiques suspects sur la figure 9) le volume VI à partir d'un point S. Les positions relatives du volume VI, du point S et du plan utilisées par le calculateur 81 du système 8 de mise en oeuvre sont les mêmes que celles du sein O, de la source 24 et du support de détection 25 lors de l'obtention E3 de la première image P0. L'image P1 de signes radiologiques suspects est une matrice 2D de pixels Pixpi dont la valeur Tr(Pixpi) est calculée de façon similaire aux pixels PiXM2D de la carte 2D de suspicion M2D, mais cette fois-ci à partir du volume VI : Tr(Pixpi) = AiEL Tr(VOx\) ; soit Tr(Pixpi) = AiE L p(VOXM3Di).Tr(VOxv ), avec A un opérateur d'agrégation comme le maximum, la moyenne, la médiane ou autre.

Ainsi, l'image PI de signes radiologiques suspects est une image 2D sur laquelle n'apparaissent que les signes radiologiques potentiellement malins avec une réduction de la superposition des ces derniers avec les autres structures contenues dans l'objet O.

L'image PI de signes radiologiques suspects est stockée par le calculateur 81 dans l'unité mémoire 82 du système 8 de mise en oeuvre.

- Étape E8 - Génération de l'image 2D finale P Les figures 2 et 10 illustrent l'étape E8 de génération de l'image 2D finale P. L'image 2D finale P est une matrice 2D de pixels Pixp. Pour chacun des pixels Pixp, le calculateur 81 calcule la valeur Tr(Pixp) de la manière suivante : Tr(Pixp) = 13-[(1 - p(PixM2Di))'Tr(Pixpoi) + Tr(Pixpgi)] + (1-13)-Tr(Pixpi) ; avec R compris entre 0 et 1. Choisir une valeur de R différente de 1 revient à choisir un degré de suspicion p(VoxM3D) de la carte 3D de suspicion M3D compris entre 0 et R. Ainsi, il est possible de jouer sur la valeur de beta pour supprimer plus ou moins l'effet sur l'image 2D finale P de la superposition de tissus au niveau des zones suspectes. Ainsi, il est possible de jouer sur la valeur de R pour voir plus ou moins l'information au dessus et en dessous des zones suspectes. Pour R=0, cela revient à travailler sur la première image P0. On remarquera que des améliorations peuvent être apportées au procédé de construction de l'image 2D finale P, notamment le rehaussement des détails de l'image PI de signes radiologiques suspects à l'aide d'un filtre, sa pondération par un coefficient, ou encore le filtrage de l'image 2D finale P dans les zones suspectes uniquement, notamment visibles sur la carte 2D de suspicion M2D. Le filtrage va amplifier certaines fréquences ou certaines structures dans l'image 2D finale P. Le filtrage permet alors de mieux mettre en évidence les structures suspectes

Il est possible de ne travailler que sur une région d'intérêt ROI une fois celle-ci identifiée dans la carte 3D de suspicion M3D ou la carte 2D de suspicion M2D. L'identification de la région d'intérêt ROI peut être effectuée par le praticien ou automatiquement, par exemple par seuillage de la carte 2D de suspicion M2D en comparant la valeur des pixels p(PixM2D) à une valeur seuil ou seuillage de la carte 3D de suspicion M3D suivi d'une projection du résultat du seuillage de la carte 3D de suspicion M3D à la manière de la projection pour obtenir la carte 2D de suspicion M2D. Les étapes sont alors aisément modifiées pour ne porter que sur cette région d'intérêt ROI. Par exemple, lors de l'étape E5, le calculateur 81 du système 8 de mise en oeuvre ne projette que la partie de la carte 3D de suspicion M3D traversée par des droites passant par le point S et les alentours de la région d'intérêt ROI pour obtenir une carte 2D de suspicion M2D partielle. La région d'intérêt ROI peut également avoir été détectée par le praticien sur la première image P0. - Étape E9 - Navigation 3D

Le procédé peut également permettre la navigation à travers le sein O. Dans ce cas les fonctionnalités du système 8 de mise en oeuvre, présentées ci-après, sont disponibles sur le système permettant au radiologue le visionnage d'images.

Pour cela, le calculateur 81 envoie un signal d'affichage d'une image du sein O à un afficheur qui peut être l'afficheur 5 du système d'acquisition 1. L'image affichée peut être soit la première image PO soit l'image 2D finale P ci-dessus décrites.

Le calculateur 81 commande également le marquage d'une ou plusieurs régions d'intérêt ROI identifiées sur l'image affichée, au moyen par exemple d'un contour C rectangulaire, carré ou de forme arbitraire, comme illustré sur la figure 10. Plusieurs images, correspondant à des coupes ImC du sein O au niveau de la région d'intérêt ROI et parallèles à l'image affichée du sein O, sont également affichées sur le dispositif d'affichage 5 ou un autre dispositif d'affichage. Les coupes ImC peuvent correspondre aux coupes en entier ou à des régions d'intérêt ROI de ces dernières correspondant aux régions d'intérêts ROI marquées dans l'image 2D.

Les coupes ImC du sein O peuvent être générées à partir de l'image 3D V du sein O comme en tomosynthèse mammaire. Ces coupes ImC peuvent apparaître soit en même temps que l'image affichée du sein, soit lorsque l'on sélectionne le marquage C de la ou des régions d'intérêt ROI. La sélection peut être effectuée par clique sur le marquage C à l'aide d'une interface homme- machine telle qu'une souris ou un stylet. Les coupes ImC du sein sont classées par ordre de suspicion pImC selon la carte 3D de suspicion M3D. Pour cela, pour chacune des coupes ImC, une moyenne, une médiane, un minimum, un maximum ou toute autre valeur obtenue par un opérateur M peut être calculé(e) sur les valeurs des degrés de suspicion p(VOxM3D) des voxels Vox de la carte 3D de suspicion M3D correspondant à la coupe ImC : IJImC = MiEImC IJ(VOXM3Di)- Ainsi, le praticien peut facilement naviguer à travers le sein O afin de mieux localiser le signe radiologique. Il est ainsi guidé de manière plus optimale sur les zones potentiellement suspectes.

Dans une variante illustrée par la figure 11, le calculateur 81 commande l'affichage d'un filigrane qui est superposé à l'image affichée du sein O. Ce filigrane indique le degré de suspicion de zones du sein O. Le filigrane est construit à partir de la carte 2D de suspicion M2D et montre des isocontours IsoC de la carte 2D de suspicion M2D. Un isocontour IsoC est une ligne continue qui marque la limite entre deux zones de la carte 2D de suspicion M2D dans lesquelles les pixels PiXM2D ont des valeurs p(PixM2D) sensiblement différentes. Les isocontours IsoC peuvent être indiqués sur le filigrane par des lignes le long de ces isocontours IsoC ou des zones colorées. Dans ce dernier cas, les frontières entre les deux zones de couleurs différentes sont des isocontours IsoC. Le degré de suspicion p(PixM2D) peut également être affiché lorsqu'un curseur est déplacé sur l'image du sein O, par exemple soit dans une fenêtre fixe en dehors de l'image du sein O, soit dans une petite fenêtre qui se déplace avec le curseur. Ainsi le praticien possède une cartographie annotée du sein O. Avec ces deux étapes de navigation 3D, le praticien dispose d'outils qui l'aident à préparer son diagnostique des signes radiologiques.

Cette variante peut être combinée à la première variante permettant au praticien de passer d'une représentation du sein à une autre s'il le juge utile. 27 Programme d'ordinateur

Le procédé peut être mis en oeuvre par un programme d'ordinateur comprenant des instructions machine à cet effet et enregistré sur tout support adéquat, par exemple : disque dur, CD-ROM, DVD-ROM, disquettes, clé USB, SD Gard, serveur local ou distant...

Claims

REVENDICATIONS1. Procédé de génération d'images finales mettant en évidence des zones suspectes dans une matrice tissulaire (0), à partir d'une première image (P0) et d'images médicales (lm) de la matrice tissulaire (0) préalablement acquises par un système (1) d'acquisition d'images médicales, comprenant les étapes suivantes : - la construction, par un calculateur de détection (71), d'une carte 3D de suspicion (M3D) à partir des images médicales (lm), la carte 3D de suspicion (M3D) étant une matrice 3D de voxels (VoxM3D) dont les valeurs indiquent un degré de suspicion (p (VoxM3D)) révélant si les zones de la matrice tissulaire (0) correspondantes sont suspectes ; caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes de : - génération, par un calculateur (81) de mise en oeuvre, d'une carte de suspicion 2D (M2D) par projection de tout ou partie de la carte 3D de suspicion (M3D) sur un plan à partir d'un point (S) reproduisant les conditions d'obtention de la première image (P0) par le système (1) d'acquisition, la carte de suspicion 2D (M2D) étant une matrice 2D de pixels (Pix) dont les valeurs indiquent un degré de suspicion (pM2D(Pix)) déterminé à partir des degrés de suspicion (pM3D(Vox)) de la carte 3D de suspicion (M3D) ; et - génération, par le calculateur (81) de mise en oeuvre, d'une image 2D finale (P) de la matrice tissulaire (0) à partir de la première image (P0) et/ou de la carte de suspicion 2D (M2D), l'image 2D finale (P) mettant en évidence des zones suspectes de la matrice tissulaire (0).
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le système d'acquisition est un système de tomosynthèse mammaire.
3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, dans lequel la valeur (p(PixM2D)) d'un pixel (PixM2D) de la carte 2D de suspicion (M2D) est obtenue par une opération d'agrégation (1) sur les valeurs (p(VoxM3D)) de voxels (VOxM3D) de la carte 3D de suspicion (M3D) situés sur une ligne droite (L) reliant le point (S) et le pixel (PixM2D) telle que : p(PixM2D) = 1iEL p(VOXM3Di)-
4. Procédé selon les revendications 1 à 3, dans lequel le calculateur (81) de mise en oeuvre génère un volume (V1) à partir d'une image 3D (V) de la matrice tissulaire (0) préalablement obtenu et de la carte 3D de suspicion (M3D), l'image 3D (V) étant une matrice de voxels (Voxv) dont la valeur (rr(Voxv)) est obtenue à partir des intensités des images médicales (lm), le volume (V1) étant une matrice de voxels (Voxvi) dont la valeur (rr(Voxvi)) est une multiplication entre les valeurs (p(VOxM3D), rr(Voxv)) des voxels de la carte 3D de et de l'image 3D (V) correspondants ; dans lequel le calculateur (81) de mise en oeuvre génère une image (P1) de signes radiologiques suspects par projection du volume (V1) sur un plan à partir d'un point (S) reproduisant les conditions d'obtention de la première image (P0), l'image (P1) de signes radiologiques suspects étant une matrice de pixels (Pixpi),la valeur (rr(Pixpi)) d'un pixel (Pixpi) de l'image (P1) de signes radiologiques suspects est obtenue par l'application d'un opérateur d'agrégation (1) sur les valeurs (rr(Voxvi)) de voxels (Voxvi) du volume (V1) situés sur une ligne droite (L) reliant le point (S) et le pixel (Pixpi) telle que : TT(Pixpi) = 1iEL TT(VOXvi').
5. Procédé selon les revendications 1 à 4, dans lequel le calculateur génère l'image 2D finale (P) en effectuant une addition pondérée de tout ou partie des valeurs des pixels des premières images (P0), image (P1) de signes radiologiques suspects et de la carte 2D de suspicion (M2D).
6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, dans lequel, une fois la carte 3D de suspicion (M3D) construite, le calculateur (81) de mise en oeuvre ne travaille que sur une partie des cartes et images, cette partie étant une région d'intérêt (ROI) déterminée à partir de la carte 3D de suspicion (M3D) et susceptible d'être une zone suspecte.
7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel la ROI est produite de manière automatique à partir de la carte 3D de suspicion (M3D).
8. Procédé selon la revendication 6 ou 7, dans lequel : - une image de la matrice tissulaire est affichée sur un dispositif d'affichage ; - la région d'intérêt (ROI) est marquée sur l'image de la matrice tissulaire ;- plusieurs images, correspondant à des coupes de la matrice tissulaire au niveau de la région d'intérêt (ROI) parallèles à l'image de la matrice tissulaire, sont affichées sur le dispositif d'affichage ou un autre dispositif d'affichage, les coupes de la matrice tissulaire étant classées par ordre de suspicion selon la carte 3D de suspicion (M3D) ; l'image de la matrice tissulaire affichée étant la première image (P0) ou l'image 2D finale (P).
9. Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, dans lequel : - une image de la matrice tissulaire est affichée sur un dispositif d'affichage ; - un filigrane indiquant le degré de suspicion de zone de la matrice tissulaire est superposé sur l'image de la matrice tissulaire, le filigrane étant construit à partir de la carte 2D de suspicion (M2D) et révélant des isocontours (IsoC) de la carte 2D de suspicion (M2D).
10. Procédé selon la revendication 9, dans lequel les isocontours sont indiqués sur le filigrane par des lignes ou des zones colorées.
11. Système de calcul (1) pour la mise en oeuvre du procédé selon l'une des revendications 1 à 10, comprenant : - un calculateur (81) de mise en oeuvre comportant : - un module de génération d'une carte 2D de suspicion 25 (M2D) à partir d'une carte 3D de suspicion (M3D) obtenue à partir d'images médicales (lm) de la matrice tissulaire (0), préalablement générée ; - un module de génération d'un volume (V1) à partir d'une image 3D (V) d'une matrice tissulaire (0) et de la carte 3D de 30 suspicion (M3D) ;20- un module de génération d'une image (P1) de signes radiologiques suspects à partir d'une projection simulée du volume (V1) sur un plan à partir d'un point ; - un module de génération d'une image 2D finale (P) à partir d'une première image (P0) préalablement acquise, de la carte 2D de suspicion (M2D) et de l'image (P1) de signes radiologiques suspects par addition pondérée de celles-ci ; - une unité mémoire (82) pour le stockage de la carte 2D de suspicion (M2D), du volume (V1), de l'image (P1) de signes radiologiques suspects et de l'image 2D finale (P) ; - un afficheur (5) pour l'affichage d'au moins une des images.
12. Programme d'ordinateur comprenant des instructions machine pour la mise en oeuvre d'un procédé selon l'une des revendications 1 à 11 lorsque le programme d'ordinateur est exécuté ou fonctionne sur ordinateur.