FR2864301A1 - Systeme et procede de tomosynthese radioscopique - Google Patents

Abstract

Technique pour générer une image en trois dimensions à partir d'images de projections radioscopiques. Cette technique permet l'acquisition d'images radioscopiques suivant différentes perspectives par rapport à une région concernée. Une ou plusieurs images en trois dimensions peuvent ensuite être reconstruites à partir des images de projections radioscopiques. Les images en trois dimensions peuvent ensuite être affichées pour fournir un contexte anatomique pour l'application radioscopique. Une image de projection radioscopique, par exemple l'image radioscopique la plus récente, peut être superposée si on le souhaite à l'image en trois dimensions.

Description

SYSTEME ET PROCEDE DE TOMOSYNTHESE RADIOSCOPIQUE

La présente invention concerne d'une façon générale le domaine de l'imagerie médicale et, plus particulièrement, le domaine de la radioscopie. En particulier, la présente invention est relative à l'obtention de données en trois dimensions à partir de suites d'images radioscopiques.

Dans le domaine de l'imagerie médicale, la radioscopie est une technique pour réaliser en temps réel des suites d'images radioscopiques à faibles doses. Du fait de cet aspect de temps réel, la radioscopie est utile pour visualiser un mouvement ou des processus qui évoluent dans le temps. Par exemple, la radioscopie peut être employée de manière intra-opératoire, c'est-à-dire pendant des interventions chirurgicales ou des procédés effractifs, notamment pour faciliter l'insertion ou le déplacement de cathéters ou autres dispositifs ou pour faciliter une réparation osseuse. De plus, la radioscopie peut être utilisée en angiographie, en imagerie du tractus gastro-intestinal et en urographie, pour réaliser des images en temps réel des configurations de circulation de fluides corporels à accentuation de contraste. La cadence de la suite d'images peut être comprise entre quelques images par seconde (ips) et 60 ips ou plus, selon l'application. Par exemple, l'angiographie cardiaque, dans laquelle l'anatomie est normalement en mouvement rapide, doit normalement être réalisée à une grande cadence.

Cependant, à certains égards, l'imagerie radioscopique est limitée. Par exemple, comme dans le cas d'autres formes d'imagerie par projection de rayons X, les images radioscopiques sont des représentations en deux dimensions de régions anatomiques en trois dimensions. De ce fait, des structures anatomiques situées au-dessus risquent de rendre plus difficile l'interprétation des images. De plus, le contexte anatomique des images radioscopiques peut être difficile à identifier sans une référence tridimensionnelle. De plus, du fait de la faible dose normalement associée à l'imagerie radioscopique, les images risquent d'avoir un bruit de fond relativement fort. Des aspects de la présente technique peuvent résoudre un ou plusieurs des problèmes évoqués ci- dessus.

La présente technique propose une approche inédite de l'imagerie radioscopique. En particulier, la présente technique permet l'acquisition d'images à projection radioscopique suivant diverses perspectives par rapport à une région 2864301 2 concernée. Les images de projection acquises suivant les diverses perspectives peuvent servir à reconstruire une image en trois dimensions de la région qui, lorsqu'elle est affichée, donne un contexte anatomique en trois dimensions pour la région concernée. L'image en trois dimensions peut être actualisée ou régénérée en continu pour intégrer des images à projections radioscopiques nouvellement acquises. Une image radioscopique instantanée peut être superposée à l'image tridimensionnelle, si cela est souhaitable, pour être affichée, ce qui permet à un opérateur de regarder l'image radioscopique la plus récente dans un contexte anatomique à trois dimensions.

Selon un aspect de cette technique, il est proposé un procédé pour générer une image à trois dimensions. Selon cet aspect, deux images à projections radioscopiques ou davantage sont acquises suivant différents angles de vue par rapport à une région concernée. Au moins une image tridimensionnelle peut être reconstruite à partir des deux images à projections radioscopiques ou plus. Des systèmes et des programmes informatiques assurant la fonctionnalité du type défini par ces aspects sont également proposés par la présente technique.

La présente invention propose également un système d'imagerie radioscopique comprenant une source de rayons X configurée pour émettre un courant de rayonnement à travers un volume concerné depuis différentes positions par rapport à une région concernée, un détecteur comportant une pluralité d'éléments de détection, chaque élément de détection pouvant produire un ou plusieurs signaux en réponse aux courants de rayonnement respectifs, une unité de commande de système configurée pour commander la source de rayons X et pour acquérir le/les signaux fournis par les différents éléments détecteurs, un système informatique configuré pour générer deux images de projections radioscopiques ou plus de la région concernée suivant différentes perspectives à partir du ou des signaux et pour reconstruire au moins une image en trois dimensions à partir des deux images de projection radioscopiques ou plus, et un poste de travail d'opérateur configuré pour afficher au moins une image en trois dimensions.

L'invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple non limitatif et illustré par le dessin annexé sur lequel: 2864301 3 la Fig. 1 est une vue schématique d'un exemple de système d'imagerie permettant l'acquisition d'images radioscopiques selon des aspects de la présente technique.

Dans le domaine de l'imagerie médicale, diverses modalités d'imagerie peuvent être employées pour examiner et/ou diagnostiquer de manière non invasive des structures internes d'un patient en utilisant diverses propriétés physiques. L'une de ces modalités est l'imagerie radiographique, qui acquiert en temps réel une suite d'images à faibles doses, utiles pour observer un mouvement et/ou des évènements qui surviennent au fil du temps. Cependant, les images radioscopiques peuvent souffrir des inconvénients communs à d'autres techniques d'imagerie à projection de rayons X. La présente technique résout un ou plusieurs de ces problèmes. En particulier, la présente technique permet, entre autres, la création d'un contexte en trois dimensions pour des images radioscopiques à partir de la suite d'images radioscopiques.

Un exemple de système d'imagerie radiographique 10 permettant d'acquérir et/ou de traiter des données d'images radioscopiques selon la présente technique est illustré schématiquement sur la Fig. 1. Comme illustré, le système d'imagerie 10 comprend une source 12 de rayons X telle qu'un tube à rayons X et des pièces de support et de filtrage correspondantes. La source 12 de rayons X peut être fixée à un support tel qu'un bras en C, un pied de fluoroscope ou une table d'examen, ce qui permet de déplacer la source 12 de rayons X dans une région restreinte. Comme le comprendra un homme de l'art, la région restreinte peut être arquée ou autrement tridimensionnelle, selon la nature du support. Cependant, pour simplifier, la région restreinte est illustrée et présentée ici sous la forme d'un plan 14 dans les limites duquel la source 12 peut se déplacer dans deux dimensions. Un collimateur peut être présent pour définir les dimensions et la forme du faisceau 16 de rayons X qui sort de la source 12 de rayons X. Un courant de rayonnement 16 est émis par la source 12 et entre dans une région dans laquelle est placé un sujet tel qu'un patient humain 18. Une partie du rayonnement 20 passe à travers ou autour du sujet et frappe un détecteur, représenté globalement par le repère 22. Concrètement, le détecteur 22 peut être un intensificateur d'image qui transforme en image optique les motifs spatiaux de photons de rayons X émergeant du patient 18. Pour un examen en temps réel, cette image optique peut être acquise par une caméra vidéo ou un dispositif à couplage de 2864301 4 charge (CCD) . Selon une autre possibilité, le détecteur 22 peut comporter une matrice de détecteur, par exemple un détecteur classique à panneau plat ayant un grand rendement quantique de détecteur (RQD), un faible bruit et/ou des délais de restitution courts. Dans une telle mise en oeuvre, le détecteur 22 peut être constitué par une pluralité d'éléments détecteurs, correspondant globalement à des pixels, qui produisent des signaux électriques représentant l'intensité des rayons X incidents. Ces signaux sont acquis et traités pour reconstruire, en temps réel ou presque en temps réel, une image des détails du sujet. Un écran absorbant les rayons X, avec une ouverture pour le courant de rayonnement 16, 20, peut être installé pour réduire la diffusion, par exemple dans la direction d'un praticien. L'écran absorbant les rayons X peut être placé n'importe où entre le courant de rayonnement 16 et le praticien et peut avoir une extension latérale variable pour permettre une mise en place aisée de la chaîne d'images radiographiques.

La source 12 est commandée par une unité de commande 24 de système qui fournit à la fois de l'électricité et des signaux de commande pour des séquences d'examen radioscopique, dont le positionnement de la source 12 par rapport au patient 18 et au détecteur 22. De plus, le détecteur 22 est couplé à l'unité de commande 24 du système qui commande l'acquisition des signaux générés dans le détecteur 22. L'unité de commande 24 du système peut également exécuter diverses fonctions de traitement et de filtration de signaux, par exemple pour le réglage initial de dynamiques, l'entrelacement de données numériques d'images, etc. Globalement, l'unité de commande 24 de système commande le fonctionnement du système d'imagerie 10 pour exécuter des protocoles d'examens et pour acquérir les données qui en résultent.

Dans l'exemple de système d'imagerie 10, l'unité de commande 24 de système commande le mouvement de la source 12 dans le plan 14 par l'intermédiaire d'un dispositif de commande 26 de moteur qui déplace la source 12 par rapport au patient 18 et au détecteur 22. Dans d'autres formes de réalisation possibles, le dispositif de commande 26 de moteur peut déplacer le détecteur, ou même le patient 18, à la place ou en plus de la source 12. En outre, l'unité de commande 24 de système peut comporter un dispositif de commande 28 de rayons X pour commander l'activation et le fonctionnement, dont la collimation de la source 12 de rayons X. En particulier, le dispositif de commande 28 de rayons X peut être configuré pour fournir de l'électricité et des signaux de cadencement à la source 12 de rayons X. A l'aide du dispositif de commande 26 de moteur et du dispositif de commande 28 de 2864301 5 rayons X, l'unité de commande 24 de système peut faciliter l'acquisition de projections radiographiques suivant divers angles à travers le patient 18.

L'unité de commande 24 de système peut également comporter un système d'acquisition 30 de données communiquant avec le détecteur 22. Le système d'acquisition 30 de données reçoit normalement les données recueillies par le détecteur, par exemple des signaux analogiques échantillonnés. Le système d'acquisition 30 de données peut convertir les données en signaux numériques permettant un traitement par un système reposant sur un processeur, par exemple un ordinateur 36.

L'ordinateur 36 est normalement couplé à l'unité de commande 24 du système. Les données recueillies par le système d'acquisition 30 de données peuvent être transmises à l'ordinateur 36 en vue d'un traitement et d'une reconstruction ultérieurs. Par exemple, les données recueillies à partir du détecteur 22 peuvent subir un prétraitement et un étalonnage dans le système d'acquisition 30 de données et/ou l'ordinateur 36 pour conditionner les données afin de représenter les intégrales de lignes des coefficients d'atténuation des objets analysés. Les données traitées, communément appelées projections, peuvent ensuite être rétroprojetées pour formuler des images de la zone analysée. Une fois reconstruites, les images produites par le système de la Fig. 1 révèlent une région interne intéressante du patient 18, ce qui peut servir pour un diagnostic, une évaluation, etc. L'ordinateur 36 peut comporter ou communiquer avec des circuits de mémoire capables de stocker des données traitées par l'ordinateur 36 ou des données à traiter par l'ordinateur 36. Il doit être entendu que n'importe quel type de dispositif de mémoire accessible par un ordinateur, permettant de stocker la quantité voulue de données et/ou de codes, peut être utilisé par cet exemple de système 10. De plus, les circuits de mémoire peuvent comporter un ou plusieurs dispositifs de mémoire, tels que des dispositifs magnétiques ou optiques, de types semblables ou différents, qui peuvent être locaux et/ou distants par rapport au système 10. Les circuits de mémoire peuvent stocker des données, des paramètres de traitement et/ou des programmes informatiques comportant un ou plusieurs sous-programmes pour exécuter les processus décrits ici.

L'ordinateur 36 peut également être conçu pour commander des dispositifs validés par l'unité de commande 24 du système, c'est-à-dire des opérations d'analyse et l'acquisition de données. En outre, l'ordinateur 36 peut être configuré pour recevoir des instructions et des paramètres d'analyse d'un opérateur, par l'intermédiaire d'un 2864301 6 poste de travail 40 d'opérateur qui peut être équipé d'un clavier et/ou d'autres dispositifs de saisie. Un opérateur peut de ce fait commander le système 10 par l'intermédiaire du poste de travail 40 d'opérateur. Ainsi, l'opérateur peut observer des images reconstruites et d'autres données relatives au système à partir de l'ordinateur 36, lancer le travail d'imagerie, etc. Un écran d'affichage 42 couplé au poste de travail 40 d'opérateur peut être utilisé pour observer les images reconstruites et pour commander le travail d'imagerie. En outre, les images peuvent également être imprimées par une imprimante 44 qui peut être couplée au poste de travail 40 d'opérateur. L'écran d'affichage 42 et l'imprimante 44 peuvent également être connectés à l'ordinateur 36, soit directement soit par l'intermédiaire du poste de travail 40 d'opérateur. En outre, le poste de travail 40 d'opérateur peut également être couplé à un système 46 d'archivage d'images et de communication (PACS). Il faut souligner que le PACS 46 peut être couplé à un système distant 48, au système d'information du service de radiologie (RIS), au système d'information de l'hôpital (HIS) ou à un réseau interne ou externe, afin que d'autres personnes situées ailleurs puissent accéder à l'image et aux données d'image.

Il faut noter en outre que l'ordinateur 36 et le poste de travail 40 d'opérateur peuvent être couplés à d'autres dispositifs de sortie qui peuvent comporter des moniteurs d'ordinateurs spéciaux et des circuits de traitement correspondants. Un ou plusieurs postes de travail 40 d'opérateur peuvent en outre être en liaison dans le système pour délivrer des paramètres du système, demander des examens, visionner des images, etc. D'une manière générale, les écrans d'affichage, les imprimantes, les postes de travail et autres dispositifs fournis dans le système peuvent être locaux pour les organes d'acquisition de données ou peuvent être distants par rapport à ces organes, par exemple ailleurs au sein d'un établissement ou d'un hôpital, ou à un endroit entièrement différent, en liaison avec le système d'acquisition d'images par l'intermédiaire d'un ou de plusieurs réseaux configurables comme l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. Une fois reconstruites et combinées, les données d'images générées par le système de la Fig. 1 révèlent des détails internes du patient 18. En particulier, la suite d'images à faibles doses obtenue peut être observée en temps réel pour révéler des informations dépendant d'un mouvement ou d'un moment, concernant l'anatomie ou une intervention. Cependant, comme indiqué précédemment, les images radioscopiques, comme d'autres images acquises à l'aide de techniques de projection 2864301 7 radiographique classiques peuvent ne pas réussir à fournir le contexte tridimensionnel qui peut être utile pour la personne qui les regarde.

La présente technique résout ces problèmes à l'aide d'images radioscopiques acquises au cours d'un certain laps de temps, par exemple pendant la totalité ou une partie d'un examen ou d'une procédure, afin de reconstruire en temps réel une image tridimensionnelle de l'anatomie concernée. Comme les données d'images radioscopiques peuvent être acquises quasiment en temps réel, l'image tridimensionnelle peut être actualisée en continu. L'image tridimensionnelle peut ensuite être utilisée pour fournir un contexte anatomique pour l'image radioscopique immédiate.

Par exemple, l'image tridimensionnelle peut être affichée par une technique de rendu de volume. Si cela est souhaitable, l'image radioscopique immédiate peut être superposée au volume rendu superposé. De plus, la suite d'images radioscopiques seule, c'est-à-dire sans le contexte tridimensionnel sous-jacent, peut être affichée sur un deuxième moniteur pour assurer une visualisation à haute définition et pour assurer la compatibilité avec la pratique clinique actuelle. L'utilisation de l'imagerie tridimensionnelle de cette manière pour supprimer une structure sus-jacente dans des projections de rayons X peut, dans certains contextes, assurer une meilleure visualisation d'une anatomie et peut réduire la nécessité des procédures en double contraste, par exemple des injections d'air et de baryum.

1. Acquisition d'images 1. Configurations de la source et du détecteur et trajectoires Pendant l'acquisition des données d'images radioscopiques, des images de la région concernée peuvent être acquises sur une trajectoire de balayage qui place la source 12 et/ou le détecteur 22 dans diverses perspectives ou orientations par rapport au patient 18 au cours d'un certain laps de temps. La trajectoire de balayage, bien qu'elle ne soit pas facilement conceptualisée en tant que mouvement de la source, se définit globalement par le mouvement de la source 12, du patient 18 et du détecteur 22 les uns par rapport aux autres. D'une façon générale, la trajectoire de balayage permet l'acquisition des données d'images radioscopiques sous divers angles de vue, ce qui permet à son tour la production d'images en trois dimensions.

Par exemple, la source 12 de rayons X et/ou le détecteur peuvent être déplacés sur une trajectoire circulaire ou autre trajectoire de rotation autour de la 2864301 8 région anatomique concernée. En outre, la trajectoire peut comporter un mouvement dans une, deux ou trois dimensions ou peut rester centrée sur un plan arbitraire. De même, un mode de balayage dans deux plans peut être employé avec deux chaînes d'imagerie pour permettre un plus grand éventail d'orientations d'observation. En fait, n'importe quelle(s) trajectoire(s) de balayage généralisé peut/peuvent être utilisée(s) pendant l'acquisition de la suite d'images d'entrée. Sur une trajectoire, la source 12 peut être activée en divers points d'acquisition correspondant à des positions ou des angles pour lesquels une image est souhaitée. Suivant la trajectoire et l'application, les points d'application peuvent être échantillonnés d'une manière uniforme ou non uniforme. En outre, les points d'acquisition peuvent être groupés ou répartis suivant une ou plusieurs orientations préférées ou peuvent être les points d'acquisition associés à des procédures cliniques communes telles que le spin, le suivi de bolus, etc. Pour accomplir le mouvement relatif décrit par la trajectoire de balayage, la source 12 peut être déplacée, le détecteur 22 peut être déplacé, ou la source 12 et le détecteur 22 peuvent être déplacés en synchronisme, comme cela pourrait se faire si la source 12 et le détecteur 22 étaient couplés mécaniquement, par exemple par un bras de support en C. De plus, le patient 18 peut être déplacé en plus ou à la place de la source 12 et du détecteur 22.

En ce qui concerne les configurations dans lesquelles la source 12 et le détecteur 22 sont mécaniquement couplés, diverses mises en oeuvre sont possibles. Dans de telles configurations, la source 12 de rayons X peut être positionnée manuellement, le détecteur 12 suivant le mouvement, comme cela peut se faire avec un bras de support en C. Une telle configuration de bras en C, ou un autre couplage mécanique peut permettre des acquisitions dans n'importe quelle configuration de rotation, de translation ou de SID variable. Par exemple, en utilisant une configuration de bras en C, on peut faire tourner la source 12 et le détecteur 22 autour du corps et suivant l'axe principal du corps en acquérant des projections qui peuvent être combinées pour obtenir des images en trois dimensions d'une meilleure qualité.

Selon une autre possibilité, un détecteur 22 non connecté à la source 12 peut être employé à la place ou en plus d'un détecteur fixe 22. Un tel détecteur indépendant 22 peut permettre une mise en place plus souple et plus variable. Par exemple, un détecteur indépendant 22 peut être connecté au système d'imagerie 10 2864301 9 par l'intermédiaire d'un cordon qui peut fournir des informations de position nécessaires pour la reconstruction de l'image.

Un système de tomosynthèse peut également être employé pour acquérir des données d'images radioscopiques. Par exemple, un système de tomosynthèse peut être configuré pour émettre de faibles doses de niveau radioscopique de rayons X depuis une source 12 de rayons X pour réaliser un nombre voulu d'images par seconde tout en se déplaçant sur une trajectoire de balayage arbitraire par rapport au patient. Un détecteur fixe 22 peut être employé, par exemple un détecteur à panneau plat. Selon une autre possibilité, évoquée plus haut, le détecteur de tomosynthèse peut être configuré pour se déplacer conjointement avec, mais essentiellement à l'opposé de la source 12 de rayons X par rapport au patient examiné, sur la trajectoire de balayage arbitraire.

Comme le comprendra un spécialiste de la technique, des informations de position précises concernant la source 12 et le détecteur 22 sur la trajectoire de balayage facilitent l'alignement des projections d'après les diverses orientations du faisceau. Des détecteurs de position peuvent être employés sur la source 12 et/ou le détecteur 22, suivant la précision voulue et l'indépendance relative de mouvement de la source 12 et du détecteur 22. Par exemple, les informations de position peuvent être obtenues par un mécanisme électromagnétique de positionnement, par exemple une étiquette RF ou autre repère ou capteur pouvant être fixé à la source 12 ou au détecteur 22. De plus, des traits de repères dans les données d'images acquises peuvent être utilisés pour faciliter l'alignement des projections en permettant un relâchement de la précision du moyen de positionnement mécanique et/ou des capteurs. De même, des structures anatomiques dans les données d'images acquises peuvent être utilisées pour faciliter l'alignement.

2. Cadencement et position des images Le choix du cadencement, c'est-àdire du cadencement des images, et de la position des images radioscopiques successives peut être déterminé par divers facteurs. Dans le cas le plus simple, la position et le cadencement peuvent être conformes à la pratique clinique habituelle pour la procédure en cours. Cependant, on peut également prendre en compte d'autres informations disponibles.

Par exemple, le cadencement et le positionnement pour l'acquisition d'images successives peuvent être modifiés d'après les données tridimensionnelles existantes. Dans cet exemple, le positionnement de la source 12 peut être déterminé 2864301 10 par la qualité de l'image tridimensionnelle. Par exemple, la résolution axiale, la plus grande suppression des tissus susjacents, la réduction des artefacts, l'amélioration du rapport signal/bruit, la géométrie d'acquisition, la géométrie et l'orientation de l'anatomie dont on réalise une image, et d'autres paramètres peuvent être évalués pour déterminer la meilleure position de la source 12 pour la projection suivante. De plus, la quantité de rayonnement diffusé en direction du praticien peut être prise en compte. De plus, d'autres informations intéressantes d'un point de vue clinique, comme la synchronisation avec un signal d'électrocardiogramme, à savoir une synchronisation prospective, un dispositif d'injection automatisée d'agent contrastant, la position du cathéter, le temps écoulé depuis l'acquisition de la dernière image radiographique, ou les informations locales contenues dans l'image peuvent servir lors de la détermination du moment et de la position d'une acquisition d'images successives. Par exemple, des informations en retour à la suite de la reconstruction ou de l'analyse d'une image en trois dimensions ou provenant de capteurs électromagnétiques de positionnement peuvent servir à actualiser de manière adaptative la région intéressante exposée, notamment pour suivre le bout d'un cathéter.

De même, des informations de synchronisation et de position peuvent être déterminées d'après un pré-cliché servant à établir automatiquement les paramètres d'exposition. Un tel pré-cliché peut être particulièrement utile pour déterminer l'orientation des images initiales si on ne dispose d'aucune autre information. De plus, une image vidéo comme on peut en obtenir à l'aide d'une caméra vidéo ou d'un autre capteur visuel peut fournir la position et l'orientation d'un patient, d'un cathéter, etc., qui peuvent servir à déterminer la synchronisation et la position d'une image radioscopique successives. D'après les facteurs à prendre en considération et le degré de commande à maintenir par l'opérateur, le choix de la position et du moment pour une acquisition d'image fluoroscopique peut se faire de manière automatique ou semi-automatique, notamment à l'aide d'invites générées par ordinateur et affichées, et peut utiliser des données pré-établies ou saisies de manière interactive par l'opérateur.

De plus, comme indiqué plus haut, le système d'imagerie 10 peut être configuré pour utiliser des signaux électromagnétiques de positionnement comme des repères RF. Une utilisation possible de tels signaux, comme indiqué précédemment, peut consister à suivre des outils et/ou instruments invasifs tels que des cathéters. Par exemple, un ensemble d'images de projections radiographiques 2864301 11 peut être initialement acquis et une ou plusieurs images appropriées en trois dimensions peuvent être reconstruites à partir des images de projections. Les images radioscopiques et tridimensionnelles peuvent être corrélées à un signal électromagnétique associé à un dispositif, tel qu'un cathéter, dans une première position. Pour réduire la dose de rayons X liés à la procédure, l'imagerie radioscopique peut être suspendue pendant le déplacement du cathéter. Cependant, la position du cathéter peut être actualisée sur l'image tridimensionnelle d'après le signal électromagnétique. Des images radioscopiques peuvent être acquises au moment voulu pour confirmer les informations de position.

3. Définition de l'image Dans les cas où la région présentant un intérêt économique est relativement petite ou si on dispose d'un ordinateur et d'un processeur suffisamment puissants, la définition complète du détecteur 22 peut être utilisée pour l'acquisition d'image. Dans d'autres cas où une définition incomplète du détecteur peut être disponible ou souhaitable, la zone d'observation, la quantité de données d'images et/ou le temps nécessaire pour la reconstruction et la visualisation en trois dimensions peuvent être réduits par divers moyens.

Par exemple, des images de projections à définition complète peuvent être acquises par le détecteur 22, les données d'images ainsi acquises étant réduites ou transformées à un niveau de définition inférieur pour faciliter un traitement plus rapide en aval. Dans un exemple, une mise en moyenne ou une décimation des images de projections acquises peut êtreréalisée pour obtenir des images d'une moindre définition qui peuvent être plus rapidement traitées par des sous- programmes ultérieurs de reconstruction et de visualisation. De même, une décomposition multi-définitions, une décomposition en ondelettes et d'autres techniques connues des hommes de l'art peuvent être utilisées pour produire des images de projections à des définitions inférieures au niveau de définition complète du détecteur 22. Par cette approche, l'acquisition n'est pas réalisée plus vite, bien que des opérations ultérieures telles que la reconstruction et la visualisation puissent être effectuées plus rapidement.

Selon une autre possibilité, seule la partie du détecteur 22 correspondant à la région concernée peut être extraite, bien qu'elle soit extraite à la définition complète. De ce fait, les moyens d'imagerie sont concentrés sur cette région concernée. Cette solution permet une acquisition plus rapide d'images de projections, ainsi qu'une 2864301 12 reconstruction et un rendu plus rapides. Cependant, certaines données d'images très proches, qui peuvent servir à donner le contexte anatomique sur les images reconstruites, peuvent ne pas être acquises. Dans cette solution, et dans d'autres dans lesquelles les parties du détecteur 22 sont extraites de manière différentielle, le courant de rayonnement 16 peut faire l'objet d'une collimation différentielle par rapport à la région concernée en limitant de ce fait la dose de rayons X et en réduisant la diffusion du courant de rayonnement 16.

De même, tout le contenu du détecteur 22 peut être extrait, mais la partie du détecteur 22 correspondant au détecteur 22 de la région concernée peut être extraite à la définition complète tandis que le reste du contenu du détecteur est extrait à une définition d'un niveau inférieur. Une telle solution permet de conserver la plus grande qualité possible de l'image de la région concernée tout en continuant à fournir le contexte de l'anatomie environnante, quoique à une moindre définition. Grâce à cette solution, les temps d'acquisition, de reconstruction et de rendu d'images de projections peuvent être quelque peu améliorés par rapport à l'acquisition à définition complète sur tout le détecteur. Les processus ultérieurs de reconstruction et de rendu peuvent être configurés pour correspondre à la définition d'acquisition des images de projections. Selon une autre possibilité, les dimensions des images de projections acquises peuvent être encore réduites, comme décrit plus haut, pour permettre un traitement de reconstruction et de rendu plus rapide. De plus, comme indiqué plus haut, le courant de rayonnement 16 peut faire l'objet d'une collimation différentielle, de telle sorte que la cadence d'acquisition d'images de projections pour la région concernée peut être plus grande que pour la région environnante.

Il faut souligner que les solutions qui précèdent pour la définition de l'acquisition, le cadencement et le positionnement des images et des trajectoires de balayage peuvent être combinées avec d'autres procédés d'imagerie radiographique et d'acquisition radioscopique selon la technique antérieure pour l'amélioration des données d'images de projections voulues. Par exemple, les présentes techniques peuvent être utilisées conjointement avec des procédés à deux énergies ou plus pour améliorer la représentation d'agents contrastants, de tissus immédiatement adjacents aux agents contrastants et la suppression de structure osseuse sur des images de tissus mous. En outre, des techniques de filtration et de segmentation d'images qui peuvent être utiles pour améliorer des données d'images de projections peuvent également être employées conjointement avec les présentes techniques.

2864301 13 4. Pré-balayage optionnel L'acquisition primaire des données d'images radioscopiques, décrite ci-dessus, peut être précédée par un pré-balayage de la région concernée. Un tel pré-balayage peut contribuer à améliorer la qualité de l'image en trois dimensions produite ultérieurement. En outre, le pré-balayage peut réduire davantage l'effet des tissus sus- jacents sur l'image en trois dimensions réalisée. Comme le comprendra un homme de l'art, un mode radioscopique ou d'enregistrement peut être utilisé, si on le souhaite, pour le pré-balayage. L'image en trois dimensions obtenue, examinée plus en détail ci-après, peut alors être utilisée pendant l'application clinique (par exemple l'insertion d'un cathéter, la réparation d'un os, etc.) et une image de suivi en trois dimensions peut être acquise par la suite pour confirmer la réussite de la procédure.

II. Reconstruction du volume La reconstruction des données d'images radioscopiques acquises sous la forme d'une image ou d'un volume en trois dimensions peut être effectuée par divers processus. Par exemple, la reconstruction peut être réalisée par rétroprojection, rétroprojection filtrée, à l'aide de la technique de reconstruction algébrique (TRA) ou de tout autre procédé de reconstruction connu dans la technique. Les images de projections peuvent être superposées (ou la géométrie d'acquisition pour chaque image peut être déterminée) d'après des traits de repèrage, s'ils existent, ou d'après des repères anatomiques présents sur l'image. La mise en oeuvre de la technique de reconstruction peut varier selon l'application et/ou les préférences de l'opérateur.

Par exemple, la reconstruction des données d'images peut être incrémentielle, c'est-à-dire qu'un ensemble de données tridimensionnelles existantes reconstruit peut être actualisé avec des informations provenant d'une ou plusieurs des radiographies de projection les plus récemment acquises. Selon une autre possibilité, la reconstruction peut reposer sur un ensemble donné d'images de projections, sans utiliser ni actualiser des informations issues d'une reconstruction précédente en trois dimensions. En outre, les images de projections utilisées pour la reconstruction et pour l'actualisation de la reconstruction peuvent être choisies à partir d'un facteur extérieur, notamment un signal d'électrocardiogramme correspondant, c'est-à-dire une synchronisation rétrospective, une géométrie d'acquisition, un cadencement ou autre critère, comme l'utilisation des N dernières images de projections pour la reconstruction.

2864301 14 En outre, le processus de reconstruction peut appliquer une pondération différentielle d'une ou plusieurs images de projections utilisées lors du processus de reconstruction. Par exemple, une pondération différentielle peut être appliquée suivant la géométrie d'acquisition des images de projections acquises. De même, les données d'images de projections peuvent être pondérées d'après le cadencement respectif des images de projections acquises, le laps de temps écoulé depuis l'acquisition de l'image, un signal d'électrocardiogramme correspondant, etc. Le processus de reconstruction peut être différentiel à d'autres égards. Par exemple, le processus de reconstruction peut être une définition multiple dans le temps et/ou l'espace. Par exemple, une région concernée peut être reconstruite à une haute définition tandis que le volume environnant peut être reconstruit à une définition d'un niveau inférieur suffisante pour fournir le contexte anatomique. De même, la reconstruction de la région concernée peut être calculée ou actualisée plus souvent que le volume environnant n'est reconstruit.

Dans certains contextes, la région concernée peut faire l'objet d'une actualisation ou d'une modification adaptative d'après des informations présentes sur l'image ou obtenues à partir d'un ou de plusieurs capteurs de position. En particulier, dans des contextes intra-opératoires, tout ou partie d'un dispositif d'intervention peut déterminer la région concernée. Par exemple, la région concernée peut être déterminée par la position du bout d'un cathéter, qui peut être suivi sur les images ou par un capteur de position associé au cathéter.

De même, dans des contextes où l'application porte sur le suivi d'un mouvement ou sur l'évolution d'un processus au cours du temps, le processus de reconstruction peut- comporter des techniques accentuant les changements du volume illustré par une image. Par exemple, le processus de reconstruction peut opérer à partir d'images de différences où des images de projections sont acquises avec la même position relative de la source. Selon une autre possibilité, le processus de reconstruction peut reprojeter le volume reconstruit en fonction de la géométrie immédiate du système et actualiser le volume reconstruit d'après l'image de différence obtenue dans la géométrie immédiate du système.

Bien que la présentation ci-dessus porte essentiellement sur la reconstruction d'un ensemble de données ou d'un volume, plusieurs ensembles de données reconstruites ou plusieurs volumes peuvent être présents à la fois. En fait, si on le souhaite, plusieurs ensembles de données reconstruites peuvent coexister. Par exemple, des volumes reconstruits correspondant à des "états" différents de 2864301 15 l'anatomie figurée sur l'image peuvent être maintenus simultanément. Un cas dans lequel cela pourrait être souhaitable est l'angiographie cardiaque, où il peut être souhaitable de maintenir un volume reconstruit pour différents états ou phases cardiaques, comme déterminés d'après le signal d'électrocardiogramme.

III Affichage du volume L'image tridimensionnelle reconstruite peut être affichée par une technique de rendu de volume sur un écran d'affichage 42 et peut être examinée depuis n'importe quelle direction intéressante. De plus, l'image tridimensionnelle peut être affichée à la définition complète ou à une définition réduite. Comme indiqué précédemment, l'image tridimensionnelle peut être visualisée avec ou sans superposition de l'image radioscopique immédiate. Si une image radioscopique est superposée à l'image tridimensionnelle, elle sera normalement affichée à la même définition que l'image tridimensionnelle pour faciliter la superposition des deux images. L'écran d'affichage 42 peut être un écran polychrome ou un écran à échelle de gris qui permet l'utilisation respective d'une intensité de couleurs ou d'échelle de gris pour différencier les tissus osseux et les tissus mous, ou un agent contrastant et un tissu mou, ou l'image radioscopique immédiate par rapport au rendu de volume. En outre, la suite d'images radioscopiques peut être affichée sur un deuxième écran d'affichage 42 à la définition complète, si on le souhaite, sans la structure tridimensionnelle superposée, ce qui assure la compatibilité avec la pratique clinique actuelle.

Pour faciliter la perception de la profondeur et/ou du mouvement, le rendu de volume peut subir une rotation ou un "basculement" sur un angle relativement petit autour de la direction d'observation définie par l'image radioscopique la plus récente. De la sorte, le point d'observation de l'image radioscopique, c'est-à-dire la perspective, définit l'angle de visualisation pour le rendu en trois dimensions.

Selon une autre possibilité, le rendu en trois dimensions peut être présenté suivant n'importe quelle orientation. Dans la présente forme de réalisation, le point de visualisation de l'image radioscopique la plus récente peut être indiqué sur le rendu en trois dimensions, notamment par un repère visuel ou un axe. En particulier, l'image radioscopique ou le plan du détecteur par rapport à l'image radioscopique peut être affiché pour illustrer l'orientation de l'image radioscopique par rapport au volume en trois dimensions. L'image radioscopique la plus récente peut être superposée à l'image en trois dimensions à une profondeur correspondant au centre 2864301 16 du volume, à la profondeur d'un détail intéressant ou à n'importe quelle autre profondeur intéressante.

Comme l'image tridimensionnelle peut être vue suivant n'importe quelle perspective, il peut être utile de faire tourner le rendu du volume pour assurer la meilleure observation pour l'application en cours. Par exemple, pendant l'insertion d'un cathéter, le choix du vaisseau à emprunter à une bifurcation peut être simplifié en examinant l'image tridimensionnelle perpendiculairement à la bifurcation. Pour faciliter l'examen de l'image tridimensionnelle suivant les perspectives voulues, l'opérateur peut suivre l'orientation du rendu et revoir la position de la chaîne d'images pour faciliter l'observation de l'anatomie et/ou des outils concernés.

L'image en trois dimensions reconstruite et affichée peut présenter divers avantages en comparaison d'une séquence d'imagerie constituée uniquement par des images radioscopiques. Par exemple, comme l'image à trois dimensions est reconstruite à partir de projections acquises sur un éventail de perspectives par rapport à l'anatomie concernée, l'effet des tissus sus-jacents sur la clarté de l'image est nettement réduit. De plus, l'image en trois dimensions présente le contexte anatomique pour chaque vue radioscopique. En outre, la mise en moyenne inhérente au processus de reconstruction d'image peut réduire le bruit de fond lié à l'image et peut permettre une réduction de dose en comparaison de l'imagerie radioscopique classique sans reconstruction d'image tridimensionnelle.

La présente technique peut être appliquée dans des systèmes radioscopiques utilisés dans diverses applications telles que des systèmes de radiographie et de radioscopie, ainsi que dans des systèmes d'imagerie vasculaire, chirurgicale et orthopédique.

LISTE DES REPERES

Système d'imagerie radiographique 12 Source de rayons X 14 Plan de mouvement 16 Courant de rayonnement 18 Patient Partie atténuée du courant de rayonnement 22 Détecteur 24 Unité de commande du système 26 Commande de moteur 28 Commande de rayons X Système d'acquisition de données 32 15 34 36 Ordinateur Poste de travail d'opérateur 42 Ecran d'affichage 44 Imprimante 46 PACS 48 Système distant

Claims (1)

18 REVENDICATIONS

1. Procédé pour générer une image en trois dimensions, comprenant les étapes consistant à : acquérir deux images de projections radioscopiques ou davantage suivant des angles de vue différents par rapport à une région concernée; et reconstruire au moins une image en trois dimensions à partir des deux images de projections radioscopiques ou plus.

2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'étape d'acquisition des deux images de projections radioscopiques ou plus comporte: la détermination d'un moment et/ou d'une position pour l'acquisition d'une image de projection radioscopique d'après au moins l'un des moyens suivants: un signal d'électrocardiogramme, une injection automatisée d'agent contrastant, le temps écoulé depuis l'acquisition d'une image, le retour d'informations d'après une image en trois dimensions affichée, un capteur de position associé à un dispositif invasif, un pré-cliché pour établir des paramètres d'exposition, et une image vidéo.

3. Procédé selon la revendication 1, comprenant l'étape consistant à : corréler une image de projection radioscopique et/ou une image en trois dimensions avec un signal électromagnétique de position correspondant à un dispositif invasif.

4. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'étape de reconstruction d'au moins une image en trois dimensions comprend: l'actualisation d'une image en trois dimensions existante à l'aide d'au moins une image de projection radioscopique récente.

5. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'étape de reconstruction d'au moins une image en trois dimensions comporte: la sélection de deux images de projections radioscopiques ou plus pour une reconstruction à partir d'au moins un des moyens suivants: un signal d'électrocardiogramme, une géométrie d'acquisition et un nombre configuré de projections à utiliser pour la reconstruction sous la forme d'une image en trois dimensions.

6. Système d'imagerie radioscopique (10) comprenant: une source (12) de rayons X configurée pour émettre un courant de rayonnement (16, 20) à travers un volume concerné depuis différentes positions par rapport à une région concernée; 2864301 19 un détecteur (22) comportant une pluralité d'éléments de détection, chaque élément de détection pouvant produire un ou plusieurs signaux en réponse aux courants de rayonnement respectifs (16, 20) ; une unité de commande (24) de système configurée pour commander la source (12) de rayons X et pour acquérir le/les signaux fournis par les différents éléments détecteurs; un système informatique (36) configuré pour générer deux images de projections radioscopiques ou plus de la région concernée suivant différentes perspectives à partir du ou des signaux et pour reconstruire au moins une image en trois dimensions à partir des deux images de projection radioscopiques ou plus; et un poste de travail (40) d'opérateur configuré pour afficher au moins une image en trois dimensions.

7. Système d'imagerie radioscopique (10) selon la revendication 6, dans lequel la source (12) de rayons X est configurée pour se déplacer sur au moins l'une des trajectoires suivantes: une trajectoire à une seule dimension dans l'espace, une trajectoire à deux dimensions dans l'espace ou une trajectoire à trois dimensions dans l'espace.

8. Système d'imagerie radioscopique (10) selon la revendication 6, dans lequel l'unité de commande (24) de système est configurée pour lire seulement une partie du détecteur (22), la partie correspondant à la région concernée.

9. Système d'imagerie radioscopique (10) selon la revendication 6, dans lequel l'unité de commande (24) du système est configurée pour lire à une première définition une première partie du détecteur (22) correspondant à la région concernée et pour lire à une deuxième définition une deuxième partie d'un détecteur (22) ne correspondant pas à la région concernée, la deuxième définition étant plus basse que la première définition.

10. Système d'imagerie radioscopique (10) selon la revendication 6, dans lequel le poste de travail (40) d'opérateur est configuré pour superposer une image de projection radioscopique instantanée à une image rendue en trois dimensions.