FR2819142A1

FR2819142A1 - Systeme et procede pour la synchronisation de l'acquisition d'images avec le cycle cardiaque pour l'imagerie a double energie

Info

Publication number: FR2819142A1
Application number: FR0117063A
Authority: FR
Inventors: Francois Serge Nicolas; Amber Elaine Rader; Michaek John Barber
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-12-29
Filing date: 2001-12-28
Publication date: 2002-07-05
Anticipated expiration: 2021-12-28
Also published as: FR2819142B1; US6643536B2; US20020087074A1; DE10164286A1; JP4490014B2; JP2002325756A

Abstract

Un système et un procédé pour améliorer la qualité d'image d'une image radiographique d'un patient dans un système d'imagerie aux rayons X à double énergie sont proposés. Le système comprend un dispositif de surveillance de cycle cardiaque (140), un émetteur de rayons X (120) et un détecteur de rayons X (130). Un patient (110) est placé entre l'émetteur de rayons X et le détecteur de rayons X. Le dispositif de surveillance de cycle cardiaque surveille le cycle cardiaque du patient pour détecter un déclenchement cardiaque. Une fois que le déclenchement cardiaque a été détecté, l'émetteur de rayons X (120) émet des rayons X à énergie élevée et à énergie faible à travers le patient et le détecteur de rayons X (130) détecte ces émissions et forme des images. Les images radiographiques formées peuvent être utilisées pour un traitement de rayons X à double énergie.

Description

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Système et procédé pour la synchronisation de l'acquisition d'images avec le cycle cardiaque pour l'imagerie à double énergie Les modes de réalisation préférés de la présente invention concernent de manière générale des améliorations dans un système d'imagerie médicale aux rayons X. Plus particulièrement, la présente invention concerne un système et un procédé pour synchroniser l'acquisition des images avec la phase cardiaque pour l'imagerie à dou-

ble énergie.

L'utilisation des systèmes de radiographie dans l'imagerie et

le diagnostic médical est largement acceptée. Divers types de métho-

dologies d'imagerie aux rayons X peuvent être employés pour visuali-

ser différentes zones anatomiques ou pour fournir différents outils de diagnostic. Une de ces méthodologies d'imagerie aux rayons X est

l'imagerie à Double Energie (DE).

La Double Energie (DE) est une application clinique dans laquelle deux images radiographiques sont acquises à des énergies de rayons X différentes. Les deux images radiographiques sont ensuite - combinées pour fournir des images à tissu soustrait, par exemple des images de tissu mou et d'os. Une application clinique de la DE est le diagnostic du cancer du poumon aux rayons X. En pratique, l'image de tissu mou améliore la sensibilité en retirant le bruit structuré dû aux os, et l'image des os améliore la spécificité en montrant si un nodule

est calcifié et donc bénin.

Avec la technologie des détecteurs de rayons X à panneau

plat, les deux images radiographiques sont typiquement successive-

ment acquises avec deux clichés radiographiques distincts à des éner-

gies différentes. Afin de minimiser les artéfacts de déplacement du

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patient entre les deux images radiographiques, le temps entre les ima-

ges radiographiques est typiquement minimisé (typiquement de l'ordre de 200 ms). Afin de minimiser le mouvement du diaphragme, on demande typiquement au patient de retenir sa respiration. Cependant, un mouvement de patient involontaire tel que la contraction du coeur, ne peut pas être évité. Un mouvement significatif du coeur entre les deux images radiographiques peut donner une mauvaise qualité d'image en raison d'une annulation imparfaite du tissu dans les images

soustraites. La mauvaise qualité d'image peut donner lieu à des nodu-

les cancéreux non détectés dans les régions du poumon qui entourent

le coeur.

Il existe donc depuis longtemps un besoin pour un système qui fournit une meilleure imagerie de diagnostic aux rayons X. Plus

précisément, il existe un besoin pour un système d'imagerie de dia-

gnostic aux rayons X amélioré pour employer la DE. En outre, il existe depuis longtemps un besoin pour un tel système de DE amélioré qui minimise l'effet du mouvement involontaire du patient dans les images radiographiques résultantes afin d'améliorer la qualité de l'image et le

diagnostic qui en découle.

La présente invention propose un système et un procédé d'amélioration de la qualité de l'image radiographique d'un patient dans un système d'imagerie aux rayons X à double énergie. L'émetteur de rayons X émet des rayons X à haute et à faible énergie qui peuvent être combinés avec des décalages. Les rayons X à énergie haute

comme ceux à énergie faible sont déclenchés par un dispositif de sur-

veillance du cycle cardiaque qui détermine les événements cardiaques du patient. Un récepteur de rayons X reçoit les émissions et décalages

de rayons X et forme des images radiographiques. Le dispositif de sur-

veillance cardiaque est employé pour synchroniser la prise de vues radiographiques du patient avec le cycle cardiaque du patient afin de minimiser l'effet du mouvement involontaire du patient et améliorer

les images radiographiques résultantes.

La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la

description détaillée suivante, faite en référence aux dessins d'accom-

pagnement, dans lesquels

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la figure 1 illustre un système de synchronisation d'acquisi-

tion d'image selon un mode de réalisation préféré de la présente inven-

tion;

la figure 2 illustre le système de synchronisation tel qu'appli-

que avec le temps de cadre fixe, l'acquisition sur la lecture suivante, et les deux expositions kVp (potentiel en kilovolts) dans le même cycle

cardiaque selon un mode de réalisation préféré de la présente inven-

tion;

la figure 3 illustre le système de synchronisation tel qu'appli-

qué avec temps de cadre variable, acquisition sur lecture suivante, et les deux expositions kVp dans le même cycle cardiaque selon un mode de réalisation préféré de la présente invention;

la figure 4 illustre le système de synchronisation tel qu'appli-

qué avec un temps de cadre variable, l'acquisition d'image immédiate préprogrammée basée sur la fréquence cardiaque détectée, et les deux

expositions kVp dans le même cycle cardiaque selon un mode de réali-

sation préféré de la présente invention;

la figure 5 illustre le système de synchronisation tel qu'appli-

qué avec le temps de cadre fixe, l'acquisition sur la lecture suivante, et les expositions kVp dans des cycles cardiaques successifs selon un

mode de réalisation préféré de la présente invention.

La figure 1 illustre un système de synchronisation 100

d'acquisition d'image selon un mode de réalisation préféré de la pré-

sente invention. Le système de synchronisation 100 comprend un patient 110, un émetteur de rayons X 120, un détecteur de rayons X

, et un dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140. Le dispo-

sitif de surveillance de cycle cardiaque 140 suit le cycle cardiaque du patient 110 et commande l'émetteur de rayons X 120 et le détecteur de

rayons X 130.

En utilisation, le patient 110 est placé entre l'émetteur de rayons X 120 et le détecteur de rayons X 130 d'un système d'imagerie

aux rayons X. Le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 sur-

veille alors le cycle cardiaque du patient. Le signal du dispositif de

surveillance de cycle cardiaque 140 est utilisé pour commander l'émet-

teur de rayons X 120 et le détecteur de rayons X 130 pour synchroni-

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ser l'acquisition de rayons X avec le cycle cardiaque du patient 110.

Le mode de réalisation préféré de la présente invention pro-

pose un système et un procédé pour synchroniser l'acquisition de deux images de la poitrine du patient 110 avec le cycle cardiaque du patient. En synchronisant les images, le système de synchronisation réduit la probabilité d'artéfacts dus au déplacement du coeur dans l'image radiographique. De préférence, l'acquisition des deux images se produit pendant la partie diastolique du cycle cardiaque. La diastole est la partie du cycle pendant laquelle le coeur se remplit plutôt qu'il

ne se contracte, ce qui produit un mouvement minimal du coeur.

Le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 peut être

n'importe quel dispositif parmi une variété de dispositifs de sur-

veillance cardiaque. De préférence, le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 est un pléthysmographe à impulsion digitale ou un pléthysmographe intégré à support mural. Le pléthysmographe à impulsion digitale est un dispositif qui est attaché au doigt du patient

et mesure la tension artérielle du patient 110. La tension ou pres-

sion artérielle du patient varie au cours du cycle cardiaque. Ainsi, en mesurant les variations de la pression artérielle, le pléthysmographe peut être utilisé pour déterminer le cycle cardiaque du patient 110. Le

pléthysmographe intégré à support mural comprend un pléthysmogra-

phe à impulsions intégré directement dans un support mural à rayons X. De préférence, on positionne le patient et le patient tient alors le pléthysmographe à impulsions. Le pléthysmographe intégré à support mural peut aussi aider le patient à maintenir ses bras éloignés du corps, comme cela est préféré pendant la procédure de prise de vues aux rayons X. L'utilisation du pléthysmographe intégré à support

mural réduit ainsi la charge du technicien qui doit attacher le pléthys-

mographe au patient. Typiquement, un délai se produit entre la contraction du coeur et la réception du signal du pléthysmographe. Ce

délai est typiquement d'environ 150 ms.

Les figures 2 à 5 illustrent quatre modes de réalisation diffé-

rents du système de synchronisation 100 d'acquisition d'image. Les figures 2 à 5 ne sont pas à l'échelle par rapport au cycle cardiaque ou au minutage des événements en séquence par rapport à l'interprétation

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du cycle cardiaque. Chacun des modes de réalisation des figures 2 à 5 synchronise l'acquisition de deux images radiographiques entre le cycle du détecteur et le cycle cardiaque. Les modes de réalisation des figures 2 à 5 choisissent parmi les variables suivantes: 1) le temps de cadre fixe ou variable, 2) acquisition d'image immédiate, préprogram- mée basée sur la fréquence cardiaque détectée ou acquisition d'image sur lecture suivante, et 3) exposition à kVp à la fois haut et faible dans

le même cycle cardiaque ou dans des cycles cardiaques successifs.

Premièrement, concernant le choix du temps de cadre fixe ou

variable, le temps de cadre est le temps entre deux lectures de détec-

teur successives. Le temps de cadre est un paramètre du système d'imagerie tandis que le temps d'exposition peut varier en fonction de la dose de rayons X. Par exemple, pour les rayons X à kVp élevé, le temps d'exposition peut être moindre. Malheureusement, de nombreux systèmes radiographiques disponibles dans le commerce n'offrent pas d'option de temps de cadre variable. Ainsi, le temps de cadre peut être un paramètre de système fixe dans certains cas. Le fait d'avoir un

temps de cadre fixe peut simplifier la mise en oeuvre du système d'ima-

gerie médicale parce que le système ne nécessite qu'une seul image de

décalage à utiliser à la fois avec les images à haut et à faible kVp.

Toutefois, en utilisant un temps de cadre variable correspondant au vrai temps d'exposition des images à haut et à faible kVp peut donner

une image plus précise, comme décrit plus loin.

Deuxièmement, concernant l'acquisition d'image immédiate, pré-programmée basée sur la fréquence cardiaque ou l'acquisition d'image sur lecture suivante, l'acquisition de l'image radiographique

par le détecteur de rayons X 130 est accomplie en effectuant une "lec-

ture" du détecteur de rayons X 130. Une fois qu'une lecture a com-

mencé, la lecture ne peut pas être interrompue. En conséquence, il y a deux options. Premièrement, lorsque le déclenchement cardiaque a été reçu en provenance du dispositif de surveillance de cycle cardiaque , le système 100 peut compléter sa lecture actuelle (cycle de cadre), puis émettre des rayons X, puis lire le détecteur de rayons X 130. Ou bien, le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 peut

surveiller le cycle cardiaque pour prédire quand le déclenchement car-

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diaque doit se produire puis programmer l'émission de rayons X pour qu'elle se produise immédiatement après (sans attendre la fin du cycle

de cadre), suivie par une lecture du détecteur 130.

Troisièmement, concernant les deux expositions, à kVp élevé et à kVp faible, dans le même cycle cardiaque ou dans des cycles car- diaques successifs, le système 100 peut déclencher à la fois l'émission

de kVp faible (ou élevé) et l'émission de kVp élevé (ou faible) succes-

sivement au cours d'un même cycle cardiaque. En variante, le système peut déclencher une émission et un décalage dans le même cycle cardiaque puis une émission de l'autre kVp (élevé ou faible) suivie d'un décalage dans le cycle cardiaque successif suivant. Par exemple,

le système 100 peut déclencher l'émission de kVp élevé dans le pre-

mier cycle cardiaque et l'émission de kVp faible dans le deuxième

cycle cardiaque.

La figure 2 illustre le système de synchronisation 100 appli-

qué avec un temps de cadre fixe, acquisition sur lecture suivante (basée sur la phase de cycle cardiaque servant d'exemple), et les deux expositions dans le même cycle cardiaque selon un mode de réalisation préféré de la présente invention. La figure 2 comprend une courbe de cycle cardiaque 210, un déclenchement cardiaque 215, une courbe de lecture de détecteur 220, un temps de cycle (tcycle) 225, un temps de délai (tdélai) 230, un temps de cadre (tl) 240, un temps de lecture de détecteur (tR) 250, une première exposition aux rayons X à kVp à temps fixe 255, une deuxième exposition aux rayons X à kVp à temps

fixe 260, des purges 265, et un décalage 270.

Le temps de cycle 255 est le temps de cycle cardiaque moyen, qui vaut environ 900 ms. Le temps de délai 230 est le délai typique

entre la contraction réelle du coeur et la réception du signal de contrac-

tion par le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140, par exem-

ple un pléthysmographe. Le temps de délai est typiquement d'environ ms. Le temps d'exposition 240 est la durée pendant laquelle

l'émetteur de rayons X 120 émet des rayons X. Dans le mode de réali-

sation de la figure 2, le temps de cadre 240 est fixe. Le temps d'expo-

sition pour l'émission à faible kVp étant typiquement plus long que le temps d'exposition pour l'exposition à kVp élevé, le temps de cadre

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240 est fixé au temps d'exposition pour l'exposition à faible kVp. Le temps de lecture de détecteur 250 est le temps nécessaire pour lire l'image radiographique à partir du détecteur de rayons X 130; ce temps

est typiquement d'environ 130 ms. Les purges 265 se produisent lors-

que des lectures du détecteur de rayons X 130 sont déclenchées, mais le résultat n'est pas mémorisé. Les purges 265 minimisent les charges résiduelles dans le détecteur de rayons X 130 qui peuvent provoquer des artéfacts d'image. La courbe de lecture de détecteur 220 indique l'état du détecteur de rayons X 130, lorsque la courbe de lecture du

détecteur 220 est "à un", une lecture est en cours.

En fonctionnement, comme décrit plus haut, le patient 110 est placé entre l'émetteur de rayons X 120 et le détecteur de rayons X

d'un système d'imagerie par rayons X. Le dispositif de sur-

veillance de cycle cardiaque 140 surveille alors le cycle cardiaque du patient. Le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 est utilisé pour commander l'émetteur de rayons X 120 et le détecteur de rayons X 130 pour synchroniser l'acquisition radiographique avec le cycle

cardiaque du patient 110.

A savoir, en premier, le déclenchement cardiaque 215 se pro-

duit pendant une contraction du coeur du patient 110. Le déclenche-

ment cardiaque est détecté par le dispositif de surveillance de cycle

cardiaque 140 après le temps de délai 230. Une fois que le déclenche-

ment cardiaque a été détecté, le système 100 arrête la lecture en cours du détecteur (comme montré sur la courbe de lecture du détecteur 220)

puis déclenche l'émission, par l'émetteur de rayons X 120, de la pre-

mière émission de rayons X à kVp 255, par exemple une émission de rayons X à kVp élevé. Les rayons X émis par l'émetteur de rayons X passent à travers le patient 110 puis sont détectés par le détecteur de rayons X 130 pour former une image radiographique. Après le temps de cadre fixe 240, le détecteur de rayons X 130 commence une opération de lecture pour lire l'image radiographique. Cette lecture

nécessite le temps de lecture de détecteur 250. Une fois la lecture ter-

minée, le système 100 provoque l'émission, par l'émetteur de rayons X , de la deuxième émission de rayons X à kVp 255, par exemple une émission de rayons X à faible kVp. Comme précédemment, les rayons

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X émis par l'émetteur de rayons X 120 passent à travers le patient 110 puis sont détectés par le détecteur de rayons X 130 pour former une image radiographique. Après un autre temps de cadre fixe 240, le

détecteur de rayons X 130 commence une deuxième opération de lec-

ture pour lire l'image radiographique. La deuxième opération de lec-

ture nécessite le temps de lecture de détecteur 250.

Une fois que les lectures pour les émissions de rayons X à kVp élevé et faible ont été arrêtées, le système 100 exécute un certain

nombre de purges 265. Les purges 265 minimisent les charges rési-

duelles dans le détecteur de rayons X 130 qui peuvent provoquer des artéfacts d'image. De préférence, les purges 265 continuent pendant 1 à 3 secondes. En variante, les purges 265 peuvent continuer jusqu'à ce que le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 détecte un nouveau déclenchement cardiaque. Le système 100 lit alors un cadre de décalage 270 à partir du détecteur de rayons X 130. Le cadre de décalage 270 est alors soustrait des cadres d'image lus auparavant pour

minimiser les artéfacts du système dans les images. En d'autres ter-

mes, les décalages sont des images qui sont acquises sans aucun expo-

sition aux rayons X (courant noir). Les décalages sont soustraits des

images radiographiques pour supprimer les artéfacts tels que les struc-

tures du détecteur, par exemple.

Comme mentionné plus haut, en utilisant un temps d'exposi-

tion fixe, le temps entre les rayons X est basé sur l'exposition la plus longue, qui est typiquement l'exposition à faible énergie. Le cadre de décalage (panneau lu après absence de rayons X) doit avoir le même _ temps d'acquisition que les deux cadres de rayons X, et est soustrait de chacune des deux images. Le nombre de purges (panneaux lus sans transfert de données), n, est typiquement de l'ordre de 4. Les purges empêchent l'apparition d'effets de retard dans l'image décalée. Une purge pourrait aussi séparer les deux rayons X pour réduire le retard entre les images. Cependant, ceci augmente le risque d'effectuer la deuxième acquisition pendant la phase de contraction suivante du coeur. En outre, avec le temps de cadre fixe, le temps d'exposition pour l'image radiographique à kVp élevé, le temps d'exposition pour

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l'image radiographique à kVp faible, et le décalage ont tous le même temps d'intervalle. Typiquement, le déclenchement cardiaque pourrait

arriver à n'importe quel moment entre les cycles de purge. L'acquisi-

tion de la première image radiographique peut être effectuée suite à la fin de la lecture du panneau suivant. Bien qu'ils ne soient pas référen-

cés, les niveaux hauts de la courbe de lecture du détecteur 220 précé-

dant l'émission de rayons X à kVp élevé 355 sont aussi des purges. Le temps de lecture du détecteur 330 est typiquement constant pour un système de radiographie donné et est basé sur la taille de panneau du

système radiographique.

La figure 3 illustre le système de synchronisation 100, appli-

qué avec un temps de cadre variable, l'acquisition sur la lecture sui-

vante, et les deux expositions kVp dans le même cycle cardiaque selon un mode de réalisation préféré de la présente invention. La figure 3

comprend une courbe de cycle cardiaque 310, un déclenchement car-

diaque 315, une courbe de lecture de détecteur 320, un temps de cycle (tcycle) 325, un temps de délai (tdélai) 330, un temps de cadre (tl) à kVp élevé 340, un temps de cadre (t2) à kVp faible 345, un temps de lecture de détecteur (tR) 350, une émission de rayons X à kVp élevé 355, une émission de rayons X à kVp faible 360, des purges 365, un décalage à

kVp élevé 370, et un décalage à kVp faible 375.

Pendant le fonctionnement, la figure 3 est similaire à la figure 2 décrite plus haut, excepté le fait que le système 100 de la figure 3 utilise un temps de cadre variable. A savoir, le système 100 utilise un délai plus court entre les lectures du détecteur pour l'image à haute énergie et un délai plus long entre les lectures du détecteur pour l'image à faible énergie. Comme décrit plus haut pour la figure 2, le déclenchement cardiaque 315 de la courbe de cycle cardiaque 310 est détecté par le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 après le temps de délai 330. Le système 100 termine sa lecture de détecteur puis provoque l'émission, par l'émetteur de rayons X 120, de rayons X à kVp élevé. Après le temps de cadre à kVp élevé 340, le système 100 lit l'image radiographique à partir du détecteur de rayons X 130 pendant le temps de lecture de détecteur 350. Le système 100 provoque alors l'émission, par l'émetteur de rayons X 120, de rayons X

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à kVp faible. Après le temps de cadre à kVp faible 345, le système 100

lit l'image radiographique à partir du détecteur de rayons X 130 pen-

dant le temps de lecture de détecteur 350.

De même que pour la figure 2 décrite plus haut, une fois que les lectures pour les émission de rayons X à kVp élevé et à kVp faible sont terminées, le système 100 exécute un certain nombre de purges 265. Etant donné que le temps de cadre de kVp élevé 340 est différent du temps de cadre de kVp faible 345, le système 100 enregistre le décalage de kVp élevé 270 pour pouvoir l'utiliser dans le traitement de l'image à kVp élevé et le décalage de kVp faible 275 pour pouvoir l'utiliser dans le traitement de l'image à kVp faible. Après les purges 265, le système 100 retarde la longueur de l'exposition à kVp élevé et lit le cadre de décalage à kVp élevé 270 à partir du détecteur de rayons X 130. Une fois que le cadre de décalage à kVp élevé 270 a été

enregistré, le système 100 enregistre le cadre de décalage de kVp fai-

ble 375 après le cadre de délai à kVp faible.

Le temps de cadre variable réduit davantage le temps entre

expositions pendant un cycle cardiaque, ce qui réduit aussi les arté-

facts de mouvement dans l'image résultante. Le temps de cadre varia-

ble réduit le temps entre expositions en profitant du court temps d'exposition de l'image à kVp élevé. De préférence, l'image à kVp

élevé est acquise en premier.

La figure 4 illustre le système de synchronisation 100 appli-

qué avec un temps de cadre variable, une acquisition d'image prépro-

grammée basée sur la fréquence cardiaque détectée, et les deux exposi-

tions de kVp dans le même cycle cardiaque selon un mode de réalisa-

tion préféré de la présente invention. La figure 4 comprend une courbe de cycle cardiaque 410, un déclenchement cardiaque 415, une courbe de lecture de détecteur 420, un temps de cycle (tcycle) 425, un temps de délai (tdélai) 430, un temps d'exposition (tl) à kVp élevé 440, un temps stable 442, un temps d'exposition (t2) à kVp faible 445, un temps de lecture de détecteur (tR) 450, des purges 465, un décalage à kVp élevé

470, et un décalage à kVp faible 475.

Pendant le fonctionnement, la figure 4 est similaire à la figure 3 décrite plus haut, excepté le fait que le système 100 de la il 2819142 figure 4 utilise l'acquisition d'image immédiate préprogrammée basée

sur une acquisition à fréquence cardiaque surveillée de l'image radio-

graphique plutôt que d'attendre jusqu'à la fin de la lecture de détecteur

suivante pour commencer l'acquisition. A savoir, le système 100 uti-

lise le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 pour surveiller le cycle cardiaque afin de prédire quand le déclenchement cardiaque 415 va se produire puis il programme l'émission de rayons X de telle façon qu'elle se produise immédiatement après, suivie par une lecture du détecteur 130. Le but est de faire se produire la première exposition

à la fin d'un temps "stable" en supposant que le déclenchement se pro-

duit pendant ce temps.

Comme décrit plus haut concernant la figure 2, le déclenche-

ment cardiaque 415 de la courbe de cycle cardiaque 410 est détecté par le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 après le temps de délai 430. De préférence, le système 100 surveille la courbe de cycle cardiaque 410 depuis les deux cycles cardiaques passés et détermine l'instant probable d'occurrence du déclenchement cardiaque suivant en se basant sur le temps de cycle moyen 425 des cycles précédents. Le

système 100 arrête ainsi les purges provenant du cycle cardiaque pré-

cédent de sorte que le système 100 ne lit plus le détecteur de rayons X quand le déclenchement cardiaque suivant 415 est détecté. Le temps stable 422 est le temps entre la dernière lecture de détecteur et la détection du déclenchement cardiaque pendant lequel le système reste stable et n'exécute pas une lecture du détecteur de rayons X

130.

Une fois le déclenchement cardiaque 415 détecté après le temps de délai 430, le système émet l'exposition aux rayons X à kVp élevé 455. Après le temps d'exposition à kVp élevé 440, le système lit l'image radiographique à partir du détecteur de rayons X 130

pendant le temps de lecture du détecteur 450. Le système 100 provo-

que alors l'émission, par l'émetteur de rayons X 120, de l'exposition

aux rayons X à kVp faible 460. Après le temps d'exposition à kVp fai-

ble 445, le système 100 lit l'image radiographique à partir du détecteur

de rayons X 130 pendant le temps de lecture du détecteur 450. Le sys-

tème 100 exécute ensuite un certain nombre de purges 465.

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De manière similaire à la figure 3 décrite plus haut, une fois les lectures terminées pour les émissions de rayons X à kVp élevé et à kVp faible, le système exécute un certain nombre de purges 465. Comme mentionné plus haut, le temps de délai de décalage est de préférence égal au temps de délai du kVp auquel il correspond. En figure 4, avant que l'image à énergie élevée ne soit lue à partir du détecteur de rayons X 130, le délai entre lectures du détecteur de rayons X 130 était égal au temps d'exposition à kVp élevé 440 plus le temps stable 422. Ainsi, le temps de cadre pour le décalage à kVp élevé 470 est de préférence égal au temps d'exposition à kVp élevé 440 plus le temps stable 422 comme montré. Le temps de cadre pour le décalage à kVp faible 475 reste le même que le temps

d'exposition à kVp faible.

En outre, pour des fréquences cardiaques élevées, le fait d'attendre jusqu'à la fin du cycle de cadre en cours pourrait conduire à

l'acquisition de la deuxième image radiographique au cours de la sys-

tole, ou contraction du coeur. La fréquence cardiaque est donc sur-

veillée avant le début du signal de l'opérateur pour lancer la séquence.

Ensuite une fréquence de cadre de détecteur est établie et peut être changée en temps réel de telle manière que l'on prévoit que la fin d'une lecture du détecteur se produise juste avant le prochain signal de pléthysmographe.

La figure 5 illustre le système de synchronisation 100 appli-

qué avec un temps de cadre variable, l'acquisition d'image sur la lec-

ture suivante, et les expositions de kVp dans des cycles cardiaques

successifs selon un mode de réalisation préféré de la présente inven- tion. La figure 5 comprend une courbe de cycle cardiaque 510, un

déclenchement cardiaque 515, une courbe de lecture de détecteur 520, un temps de cycle (tcycle) 525, un temps de délai (tdélai) 530, un temps de cadre (tl) à kVp élevé 540, un temps de cadre (t2) à kVp faible 545, un temps de lecture de détecteur (tR) 550, des purges 565, un décalage

à kVp élevé 570, et un décalage à kVp faible 575.

En fonctionnement, la figure 5 est similaire à la figure 2

décrite plus haut, excepté le fait que le système 100 de 1 figure 5 uti-

lise différentes expositions kVp dans des cycles cardiaques successifs.

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A savoir, le système 100 enregistre l'image et l'offset à kVp élevé pen-

dant un premier cycle cardiaque puis enregistre l'image et le décalage

à kVp faible pendant un deuxième cycle cardiaque.

Comme décrit plus haut par rapport à la figure 2, le déclen-

chement cardiaque 515 de la courbe de cycle cardiaque 510 est détecté par le dispositif de surveillance de cycle cardiaque 140 après le temps de délai 530. Une fois que le déclenchement cardiaque 515 a été détecté, le système 100 termine la lecture de détecteur en cours puis provoque l'émission par l'émetteur de rayons X 120 de l'émission de rayons X à kVp élevé 555. Après le temps de cadre à kVp élevé 540, le système 100 lit l'image radiographique à partir du détecteur de rayons X 130 pendant le temps de lecture du détecteur 550. Le système 100

retarde ensuite pendant le décalage à kVp élevé 570 puis lit le détec-

teur 550. Le système 100 réalise ensuite un certain nombre de purges

565.

Une fois qu'un deuxième déclenchement cardiaque a été

détecté, le système 100 termine la lecture de détecteur en cours et pro-

voque l'émission par l'émetteur de rayons X 120 de l'émission de rayons X à faible kVp 560. Après le temps de cadre à faible kVp 545, le système 100 lit l'image radiographique à partir du détecteur de rayons 130 pendant le temps de lecture de détecteur 550. Le système retarde ensuite pendant le décalage à faible kVp 575 et lit pendant le temps de lecture du détecteur 550. Le système 100 réalise ensuite

un certain nombre de purges 565.

La présente invention minimise ainsi les artéfacts potentiels

dans la région du coeur après soustraction des images à double énergie.

Les artéfacts peuvent être minimisés en réduisant la possibilité de

mouvement significatif du coeur entre les deux images en synchroni-

sant leur acquisition pour qu'elles se produisent pendant des parties du cycle cardiaque o le mouvement est minimal. Avec une qualité

d'image améliorée grâce aux artéfacts de déplacement réduits, les sys-

tèmes radiographiques intégrant la fonction d'énergie double peuvent être mieux commercialisés, et peuvent être plus fiables, par exemple dans la détection de nodules du cancer du poumon dans les régions

entourant le coeur.

Bien que l'invention ait été décrite en référence à un mode de réalisation préféré, les personnes de l'art comprendront que divers

changements peuvent être faits et des équivalents peuvent être substi-

tués sans s'éloigner de la portée de l'invention. En outre, de nombreu-

ses modifications peuvent être faites pour adapter une situation ou matière particulière aux enseignements de l'invention sans s'éloigner

de sa portée. Par conséquent, l'invention n'est pas destinée à être limi-

tée au mode de réalisation particulier divulgué.

Claims

REVENDICATIONS

1. Procédé pour synchroniser l'acquisition d'images d'un sys-

tème radiographique (100) avec le cycle cardiaque (210) d'un patient (110) pour améliorer la prise de vues radiographiques d'un patient (110), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: surveiller le cycle cardiaque (210) du patient (110) pour un premier déclenchement cardiaque (215);

prendre un cliché du patient en réponse audit premier déclen-

chement cardiaque (215) pour former une image radiographique; surveiller le cycle cardiaque du patient pour un deuxième déclenchement cardiaque; enregistrer une image de décalage; et

combiner l'image radiographique et le décalage pour détermi-

ner une image radiographique améliorée du patient.

2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que les-

dites étapes de surveillance comprennent la surveillance du cycle car-

diaque du patient (110) avec un dispositif de surveillance de cycle car-

diaque (140).

3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que

ledit dispositif de surveillance de cycle cardiaque (140) est un pléthys-

mographe. 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que

ledit pléthysmographe est un pléthysmographe à impulsion digitale.

5. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que

ledit pléthysmographe est un pléthysmographe intégré à support mural.

6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que

ladite étape de prise de cliché comprend le fait de prendre successive-

ment un cliché du patient avec des rayons X à kVp élevé et avec des

rayons X à kVp faible.

7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que ladite prise de cliché avec des rayons X à kVp élevé est associée à un

temps d'exposition aux rayons X à kVp élevé (340), ladite prise de cli-

ché avec des rayons X à kVp faible est associée à un temps d'exposi-

tion aux rayons X à kVp faible (345), et ledit temps d'exposition à

kVp élevé est égal audit temps d'exposition à kVp faible.

8. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que ladite prise de cliché avec des rayons X à kVp élevé est associée à un temps d'exposition aux rayons X à kVp élevé (340), ladite prise de cli-

ché avec des rayons X à kVp faible est associée à un temps d'exposi-

tion aux rayons X à kVp faible (345), et ledit temps d'exposition à kVp élevé (340) n'est pas égal audit temps d'exposition à kVp faible

(345).

9. Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que ledit temps d'exposition à kVp élevé (340) est inférieur audit temps

d'exposition à kVp faible (345).

10. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite étape d'enregistrement d'une image de décalage comprend le fait d'enregistrer une image de décalage en utilisant un temps de délai égal

au temps de cadre de ladite image radiographique.

1. Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que

ladite étape d'enregistrement comprend le fait d'enregistrer un déca-

lage à kVp faible associé au temps de cadre à kVp faible et un déca-

lage à kVp élevé associé au temps de cadre à kVp élevé.

12. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite étape de prise de cliché comprend le fait de surveiller le cycle

cardiaque du patient pour prédire l'arrivée du déclenchement cardia-

que. 13. Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce que - ledit système radiographique est commandé de façon à permettre au système radiographique de prendre immédiatement un cliché du patient

lors de la réception du déclenchement cardiaque.

14. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à introduire au moins une purge après avoir pris un cliché du patient pour réduire les artéfacts dans l'image. 15. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à introduire au moins une purge entre ladite prise de cliché à rayons X à kVp élevé et ladite prise de

cliché à rayons X à kVp faible.

16. Procédé pour synchroniser l'acquisition d'images d'un système radiographique (100) avec le cycle cardiaque (210) d'un patient (110) pour améliorer la prise de vues radiographiques d'un patient (110), ledit procédé étant caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: surveiller le cycle cardiaque (210) du patient (110) pour un premier déclenchement cardiaque (215); prendre un cliché du patient (110) en réponse audit premier déclenchement cardiaque (215) avec une première énergie de rayons X pour former une première image radiographique; enregistrer une première image de décalage; surveiller le cycle cardiaque (210) du patient pour un deuxième déclenchement cardiaque; prendre un cliché du patient en réponse audit deuxième déclenchement cardiaque avec une deuxième énergie de rayons X pour former une deuxième image radiographique; enregistrer une deuxième image de décalage; et

combiner ladite première image radiographique et ledit pre-

mier décalage et ladite deuxième image radiographique et ledit

deuxième décalage pour déterminer une image radiographique amélio-

rée du patient.

17. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que lesdites étapes de surveillance comprennent la surveillance du cycle

cardiaque (210) du patient avec un pléthysmographe.

- 18. Procédé selon la revendication 17, caractérisé en ce que

ledit pléthysmographe est soit un pléthysmographe à impulsion digi-

tale, soit un pléthysmographe intégré à support mural.

19. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que ladite première énergie de rayons X est associée à un premier temps de cadre, ladite deuxième énergie de rayons X est associée à un deuxième temps de cadre, et ledit premier temps de cadre est égal audit

deuxième temps de cadre.

20. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que ladite première énergie de rayons X est associée à un premier temps de

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cadre, ladite deuxième énergie de rayons X est associée à un deuxième temps de cadre, et ledit premier temps de cadre n'est pas égal audit

deuxième temps de cadre.

21. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que ladite étape d'enregistrement d'une image de décalage comprend le fait d'enregistrer une image de décalage en utilisant un temps de cadre égal

au temps d'exposition de ladite image radiographique.

22. Procédé selon la revendication 19, caractérisé en ce que

ladite étape d'enregistrement d'une première image de décalage com-

prend le fait d'enregistrer une première image de décalage en utilisant un temps de cadre égal audit premier temps de cadre et en ce que

ladite étape d'enregistrement d'une deuxième image de décalage com-

prend le fait d'enregistrer une deuxième image de décalage en utilisant

un temps de cadre égal audit deuxième temps de cadre.

23. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce que lesdites étapes de prise de cliché comprennent le fait de surveiller le cycle cardiaque du patient pour prédire l'arrivée du déclenchement cardiaque. 24. Procédé selon la revendication 23, caractérisé en ce que ledit système radiographique est commandé de façon à permettre au système radiographique de prendre immédiatement un cliché du patient

lors de la réception du déclenchement cardiaque.

25. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à introduire au moins une purge après avoir enregistré ladite première image de décalage pour réduire

les artéfacts dans l'image.

26. Procédé selon la revendication 16, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'étape consistant à introduire au moins une purge dans au moins une des positions suivantes: entre ladite première image radiographique et ledit premier décalage, et entre ladite

deuxième image radiographique et ledit deuxième décalage.

27. Système pour améliorer la qualité d'image d'un patient (110) dans un système d'imagerie aux rayons X (100), ledit système étant caractérisé en ce qu'il comprend: un dispositif de surveillance de cycle cardiaque (140) pour

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surveiller le cycle cardiaque (210) du patient (110) pour déterminer un premier déclenchement cardiaque (215) et un deuxième déclenchement cardiaque;

un émetteur de rayons X (120) couplé audit dispositif de sur-

veillance de cycle cardiaque (140) pour émettre des rayons X en réponse audit premier déclenchement cardiaque (215) et émettant des rayons X à travers le patient 110; et un détecteur de rayons X (130) détectant les rayons X émis

par ledit émetteur de rayons X (120) en réponse audit premier déclen-

chement cardiaque (215) pour former une image radiographique,

acquérant une image de décalage et combinant ladite image radiogra-

phique et ladite image de décalage pour former une image radiographi-

que du patient.

28. Système selon la revendication 27, caractérisé en ce que

ledit dispositif de surveillance de cycle cardiaque (140) est un pléthys-

mographe. 29. Système selon la revendication 28, caractérisé en ce que

ledit pléthysmographe est soit un pléthysmographe à impulsion digi-

tale, soit un pléthysmographe intégré à support mural.

30. Système selon la revendication 27, caractérisé en ce que ledit émetteur de rayons X (120) émet des rayons X en réponse audit premier déclenchement cardiaque (215) avec une première énergie de rayons X puis émet des rayons X avec une deuxième énergie de rayons X. 31. Système selon la revendication 30, caractérisé en ce que _ ladite première énergie de rayons X est associée à un premier temps d'exposition et ladite deuxième énergie de rayons X est associée à un

deuxième temps d'exposition.

32. Système selon la revendication 31, caractérisé en ce que

ledit premier temps de cadre est égale audit deuxième temps de cadre.

33. Système selon la revendication 31, caractérisé en ce que ledit détecteur de rayons X (130) lit une première image de décalage correspondant à ladite première énergie de rayons X puis lit une deuxième image de décalage correspondant à ladite deuxième énergie de rayons X.

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34. Système selon la revendication 31, caractérisé en ce que ladite première image de décalage est détectée en utilisant un temps de cadre égal audit premier temps de cadre et ladite deuxième image de décalage est détectée en utilisant un temps de cadre égal audit deuxième temps de cadre. 35. Système selon la revendication 27, caractérisé en ce que ledit dispositif de surveillance de cycle cardiaque (140) surveille le cycle cardiaque du patient pour prédire l'arrivée du déclenchement

cardiaque (215).

36. Système selon la revendication 35, caractérisé en ce que ledit émetteur de rayons X (120) est commandé de façon à prendre immédiatement un cliché du patient (110) lors de la réception du

déclenchement cardiaque (215).

37. Système selon la revendication 35, caractérisé en ce que ledit détecteur de rayons X (130) introduit au moins une purge après la

détection des rayons X pour réduire les artéfacts dans l'image.

38. Système pour améliorer la qualité d'image d'un patient (110) dans un système d'imagerie aux rayons X (100), ledit système étant caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de surveillance de cycle cardiaque (140) pour surveiller le cycle cardiaque (210) du patient (110) pour déterminer un premier déclenchement cardiaque (215) et un deuxième déclenchement cardiaque;

un émetteur de rayons X (120) couplé audit dispositif de sur-

veillance de cycle cardiaque (140) pour émettre des rayons X en

réponse audit premier déclenchement cardiaque (215) avec une pre-

mière énergie de rayons X et émettant des rayons X en réponse audit deuxième déclenchement cardiaque et avec une deuxième énergie de rayons X; et un détecteur de rayons X (130) détectant les rayons X émis

par ledit émetteur de rayons X (120) en réponse audit premier déclen-

chement cardiaque (215) pour former une image radiographique, détec-

tant une première image de décalage, détectant les rayons X émis par

ledit émetteur de rayons X 120 en réponse audit deuxième déclenche-

ment cardiaque pour former une deuxième image radiographique,

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détectant une deuxième image de décalage, et combinant ladite pre-

mière image radiographique et ladite première image de décalage et ladite deuxième image radiographique et ladite deuxième image de

décalage pour former une image radiographique du patient (110).