FR2896607A1 - Procede et dispositif de controle de la qualite d'images de tomosynthese. - Google Patents

Abstract

Procédé et un dispositif de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse pour un système d'imagerie à tomosynthèse, le procédé et le dispositif permettant la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM), le procédé et le dispositif comprenant les opérations consistant à: positionner un fantôme ayant un bord de finesse prédéterminée à un angle prédéterminé par rapport à un plan d'imagerie d'un détecteur de rayons X (22); effectuer une acquisition de tomosynthèse et produire une ou plusieurs images de coupe en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle; sélectionner une image de coupe à mesurer parmi les une ou plusieurs images de coupe; identifier un bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer, où le bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer comprend la partie au point du fantôme; introduire l'image de coupe à mesurer et les coordonnées du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer dans un algorithme FTM; et, en utilisant l'algorithme FTM, calculer la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe de l'image de coupe à mesurer.

Description

PROCEDE ET DISPOSITIF DE CONTROLE DE LA QUALITE D'IMAGES DE TOMOSYNTHESE

La présente invention concerne globalement le domaine de l'imagerie médicale.

Plus spécifiquement, la présente invention porte sur un procédé et un dispositif de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse. Le procédé et le dispositif permettent la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe, via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM). Avec des applications allant de procédures diagnostiques à la radiothérapie, l'importance de l'imagerie médicale haute performance est immense. De ce fait, des technologies d'imagerie médicale de pointe sont en en permanence en cours de développement. Les technologies d'imagerie médicale numérique représentent le futur de l'imagerie médicale. Les systèmes d'imagerie médicale numérique produisent des images d'un objet anatomique beaucoup plus précises et détaillées que les systèmes conventionnels d'imagerie médicale sur film (argentique), et permettent une amélioration supplémentaire d'une image une fois qu'un objet anatomique a été balayé. La tomographie est une technique d'imagerie radiographique bidimensionnelle dans laquelle on obtient une image de section dans un plan choisi d'un objet anatomique, tandis que les détails dans d'autres plans de l'objet anatomique sont estompés. La tomosynthèse est une application de pointe en imagerie radiographique qui permet la reconstruction rétrospective d'un nombre arbitraire de plans tomographiques d'une anatomie à partir d'un ensemble d'images de projection à faible dose, acquises sur un angle limité. L'information de profondeur portée par ces plans tomographiques est indisponible en imagerie radiographique de projection conventionnelle. En d'autres termes, la tomosynthèse est une technique d'imagerie radiographique tridimensionnelle de pointe dans laquelle plusieurs images bidimensionnelles d'un objet anatomique sont obtenues à différents angles et/ou dans différents plans. Ces images bidimensionnelles sont ensuite reconstruites sous la forme d'une image tridimensionnelle du volume de l'objet anatomique. Contrairement aux techniques conventionnelles d'imagerie radiographique de projection, la tomosynthèse fournit une information de profondeur concernant une zone d'intérêt à l'intérieur d'un objet anatomique examiné, tel qu'une tumeur ou autre caractéristique anatomique. La tomosynthèse permet de reconstruire un nombre quelconque d'images de coupe tomographique bidimensionnelle à partir d'une seule séquence de balayage d'expositions aux rayons X, sans requérir d'imagerie radiographique supplémentaire, ce qui fait de la tomosynthèse un outil de caractérisation souhaitable. Typiquement, dans les systèmes de tomographie numérique, une source de rayons X est positionnée d'un côté d'un objet anatomique à examiner, tandis qu'un détecteur de rayons X (à savoir, un détecteur de rayons X à panneau plat au silicium amorphe) est positionné de l'autre côté de l'objet anatomique à examiner. Dans les détecteurs de rayons X à panneau plat au silicium amorphe, une matrice en silicium amorphe est placée sur un substrat en verre et un scintillateur est placé au-dessus de la matrice en silicium amorphe et lui est couplé optiquement. La source de rayons X se déplace le long d'une droite, d'un arc, d'un cercle, d'une ellipse, d'un hypocycloïde ou de n'importe quelle autre forme géométrique appropriée, en dirigeant un faisceau de photons de rayons X vers le scintillateur. Le scintillateur absorbe les photons de rayons X et les convertit en lumière visible. La matrice en silicium amorphe détecte alors la lumière visible et la convertit en une charge électrique au niveau de chaque pixel. La charge électrique en chaque pixel de la matrice en silicium amorphe est lue et numérisée par un circuit électronique à faible bruit, et est ensuite envoyée à un processeur d'image. Enfin, une image de section bidimensionnelle est affichée sur un écran, et peut être stockée dans une mémoire en vue d'une récupération ultérieure. Une série d'images de section bidimensionnelle peut être reconstruite en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle, si cela est souhaité, afin d'incorporer une information de profondeur dans une image tridimensionnelle finale. En ce qui concerne les systèmes de tomographie numérique, un alignement précis de la source de rayons X par rapport au détecteur de rayons X est crucial pour obtenir une résolution d'image adéquate. On utilise souvent des fantômes pour étalonner et/ou valider l'alignement de systèmes de radiographie sur film, dans lesquels il est difficile de quantifier précisément des niveaux de rayons X ou niveaux de signal.

Toutefois, un inconvénient associé aux systèmes de radiographie sur film est qu'ils ne permettent typiquement d'effectuer qu'une estimation visuelle de la netteté des images. Les systèmes d'imagerie radiographique numérique, tels que les systèmes de tomographie numérique, et n'importe quel autre système d'imagerie radiographique qui permet de numériser une image en vue d'une analyse numérique, permettent par nature d'obtenir des mesures quantitatives précises de l'alignement et/ou de la résolution ou netteté des images. En conséquence, la demande de brevet des Etats-Unis 2005/0152502 propose des systèmes et procédés, et des fantômes de forme géométrique simple, qui utilisent une analyse spatiale et fréquentielle discrète pour quantifier précisément l'alignement mécanique de systèmes d'imagerie radiographique, permettant ainsi leur alignement mécanique précis pour pouvoir en obtenir des images à résolution optimale. En ce qui concerne les systèmes de tomosynthèse numérique, il existe deux caractéristiques importantes de la qualité d'image: la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe. La résolution dans le plan définit l'aptitude du système à résoudre, ou distinguer l'un de l'autre, des objets ou caractéristiques anatomiques adjacents placés seulement à une petite distance l'un de l'autre dans le même plan. A titre d'exemple, à propos de la figure 1 qui représente (ou approche étroitement) un fantôme à paires de lignes 10 conventionnel, bien connu des personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, une plus haute résolution dans le plan signifie qu'un système est capable de distinguer plus de paires de lignes 12. Dans un contexte clinique, cela signifie qu'il est possible de distinguer des structures ténues, telles que des capillaires, microcalcifications ou analogues. L'épaisseur de coupe, d'autre part, définit le pouvoir de résolution d'un système entre des plans différents. Conventionnellement, des images radiographiques reflètent des projections bidimensionnelles d'objets anatomiques tridimensionnels, et il est donc difficile de comprendre la relation spatiale entre caractéristiques anatomiques. Comme le test de signature de qualité d'image (IQST) dans des produits d'imagerie actuels est conçu pour mesurer seulement la résolution dans le plan, les mauvais pixels et autres métriques spécifiques au détecteur, il n'est pas adapté à la mesure de l'épaisseur de coupe. En considérant le cas de la tomosynthèse, il est maintenant possible d'encoder l'information de profondeur de caractéristiques sus-j acentes et/ou sous-jacentes dans des images. Par comparaison au cas de la tomographie, la définition de l'épaisseur de coupe n'est pas évidente dans le cas de la tomosynthèse, car les plans de tomosynthèse sont perpendiculaires (ou obliques) aux faisceaux de rayons X. Dans le cas de la tomographie, les plans d'image sont parallèles (ou presque parallèles, dans le cas de la tomographie multicoupe) aux faisceaux de rayons X. En conséquence, bien que la tomographie emploie essentiellement une mesure directe de l'épaisseur de coupe, des mesures aussi bien directes qu'indirectes sont requises pour la tomosynthèse. Il existe donc un besoin d'un procédé indirect, et d'un dispositif associé, permettant de mesurer la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe. Idéalement, ce procédé et le dispositif associé seraient basés sur la mesure de la fonction de transfert de modulation (FTM). Avantageusement, ce procédé et un dispositif associé combineraient la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe en une seule mesure, seraient précis et fiables, seraient faciles à automatiser et n'emploieraient pas de fantômes coûteux.

Dans divers exemples de réalisation, la présente invention propose un procédé et un dispositif de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse. Plus spécifiquement, la présente invention propose un procédé et un dispositif qui permettent la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe, via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM). En pratique, le procédé et le dispositif de la présente invention peuvent être combinés à n'importe quel fantôme d'épaisseur de coupe de tomosynthèse conçu spécifiquement, existant actuellement ou dans le futur, de manière à fournir des contrôles de qualité aussi bien quantitatifs qu'intuitifs pour un système de tomosynthèse. Dans un exemple de réalisation de la présente invention, un procédé de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse pour un système d'imagerie à tomosynthèse, le procédé permettant la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM), comprend les étapes consistant à: positionner un fantôme ayant un bord de finesse prédéterminée à un angle prédéterminé par rapport à un plan d'imagerie d'un détecteur de rayons X; effectuer une acquisition de tomosynthèse et produire une ou plusieurs images de coupe en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle; sélectionner une image de coupe à mesurer parmi les une ou plusieurs images de coupe; identifier un bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer, où le bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer comprend la partie "au point" (nette) du fantôme; introduire l'image de coupe à mesurer et les coordonnées du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer dans un algorithme FTM; et, en utilisant l'algorithme FTM, calculer la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe de l'image de coupe à mesurer. Le fantôme peut comprendre un ou plusieurs matériaux parmi un métal à haute densité, du tungstène et de l'acier, et/ou être placé sur ou à l'intérieur d'un support radiotransparent. Le support radiotransparent peut comprendre un ou plusieurs matériaux parmi une mousse basse densité, de l'eau, et un matériau semblable aux tissus humains. L'identification du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer peut comprendre soit une identification manuelle du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer soit une identification du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer utilisant un programme logiciel automatique.

Dans un autre exemple de réalisation de la présente invention, un procédé de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse pour un système d'imagerie à tomosynthèse, le procédé permettant la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM), comprend les étapes consistant à: positionner un fantôme ayant un bord de finesse prédéterminée à un angle prédéterminé par rapport à un plan d'imagerie d'un détecteur de rayons X; effectuer une acquisition de tomosynthèse et produire une ou plusieurs images de coupe en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle; sélectionner une image de coupe à mesurer parmi les une ou plusieurs images de coupe; identifier un bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer, où le bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer comprend la partie au point du fantôme; introduire l'image de coupe à mesurer et les coordonnées du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer dans un algorithme FTM; et, en utilisant l'algorithme FTM, calculer la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe de l'image de coupe à mesurer, dans lequel l'algorithme FTM comprend les opérations consistant à: extraire un profil de bord à partir d'un plan de tomosynthèse reconstruit; former une dérivée première du profil de bord; effectuer une transformation de Fourier sur la dérivée première du profil de bord afin de déterminer une FTM spatiale pour une distance prédéterminée le long du fantôme; calculer une demi-largeur à mi-hauteur (HWHM) pour la FTM spatiale, HWHM correspondant à la netteté du profil de bord représentant la résolution dans le plan du système d'imagerie à tomosynthèse; et déterminer l'épaisseur de coupe du système d'imagerie à tomosynthèse à partir d'une courbe de HWHM en fonction de z. L'extraction du profil de bord à partir du plan de tomosynthèse reconstruit peut comprendre le fait d'extraire le profil de bord à partir du plan de tomosynthèse reconstruit dans une partie au point ou dans le plan du plan de tomosynthèse reconstruit, et/ou dans un plan qui est parallèle à une partie au point ou dans le plan du plan de tomosynthèse reconstruit. Le procédé peut comprendre en outre le fait de fournir en sortie la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe du système d'imagerie à tomosynthèse à un opérateur, et/ou le fait de combiner la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe du système d'imagerie à tomosynthèse avec des mesures directes de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe obtenues en utilisant un fantôme spécialement conçu. Dans un autre exemple de réalisation de la présente invention, un dispositif de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse pour un système d'imagerie à tomosynthèse, le dispositif permettant la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM), comprend: un fantôme ayant un bord de finesse prédéterminée positionné à un angle prédéterminé par rapport à un plan d'imagerie d'un détecteur de rayons X; un moyen pour effectuer une acquisition de tomosynthèse et produire une ou plusieurs images de coupe en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle; un moyen pour sélectionner une image de coupe à mesurer parmi les une ou plusieurs images de coupe; un moyen pour identifier un bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer, où le bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer comprend la partie au point du fantôme; un moyen pour introduire l'image de coupe à mesurer et les coordonnées du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer dans un algorithme FTM; et un moyen pour calculer, en utilisant l'algorithme FTM, la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe de l'image de coupe à mesurer. Le procédé et le dispositif de la présente invention sont représentés et décrits dans la présente à propos des divers dessins, sur lesquels les mêmes numéros repèrent les mêmes étapes de procédé et/ou composants de dispositif, comme approprié, et dans lesquels: la figure 1 est un schéma représentant (ou approchant étroitement) un fantôme à paires de lignes conventionnel, bien connu des personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, utilisé pour estimer et quantifier la résolution dans le plan d'un système d'imagerie radiographique; la figure 2 est un schéma représentant la structure d'un exemple de système de tomographie numérique, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention; la figure 3 est une perspective représentant un exemple de détecteur de rayons X à panneau plat au silicium amorphe, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention; la figure 4 est une perspective représentant un exemple de support radiotransparent et fantôme "à rampe" en forme de barre, utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention; la figure 5 est une image de coupe tomographique reconstruite du fantôme à rampe de la figure 4, avec le point le plus net (point le plus clair) mis en évidence; la figure 6 est un graphe d'un profil de bord, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention; la figure 7 est un graphe d'une dérivée première d'un profil de bord, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention; la figure 8 est un graphe de la fonction de transfert de modulation (FTM) spatiale qui identifie la demi-largeur à mi-hauteur (HWHM) pour chaque FTM, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention; la figure 9 est un graphe illustrant la détermination de l'épaisseur de coupe du système de tomosynthèse à partir de la courbe de HWHM en fonction de z; la figure 10 est une autre image de coupe tomographique reconstruite du fantôme à rampe de la figure 4; la figure 11 est un graphe représentant un profil de section transversale du fantôme à rampe de la figure 4 près du plan focal du système d'imagerie tomographique numérique; la figure 12 est un graphe représentant une réponse en fréquence spatiale au niveau du plan focal du système d'imagerie tomographique numérique; et la figure 13 est un organigramme représentant une forme de réalisation d'un procédé de la présente invention servant à corriger, en utilisant des techniques de traitement d'image et de filtrage, des erreurs d'alignement répétables de manière à obtenir une qualité d'image uniforme permettant une visualisation maximale des objets anatomiques qui sont examinés. Dans le but de faciliter une compréhension complète de la présente invention, la description portera maintenant sur diverses formes de réalisation préférées de l'invention, représentées sur les figures 1-13, et sur le langage spécifique utilisé pour les décrire. La terminologie utilisée dans la présente est à but descriptif et non restrictif. Les détails structurels et fonctionnels spécifiques décrits dans la présente ne doivent pas être interprétés comme étant restrictifs, mais seulement comme une base pour les revendications, et comme une base représentative pour apprendre aux personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art à employer diversement l'invention. Les éventuelles modifications ou variantes apportées aux structures et fonctions décrites, et ces autres applications des principes de l'invention décrits dans la présente, que pourront normalement imaginer les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, sont considérées être incluses dans la portée de l'invention.

La figure 2 est un schéma représentant la structure d'un exemple de système de tomographie numérique 20, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention. Un système de tomographie numérique 20 comprend typiquement une source de rayons X 25, un détecteur de rayons X 22, un organe de commande de détecteur de rayons X 26 qui incorpore un circuit électronique servant à commander le détecteur de rayons X 22, et un organe de commande de source de rayons X 24 qui incorpore un circuit électronique servant à commander la source de rayons X 25. En service, un organe de commande de système global 36 fournit des signaux de puissance et de minutage à l'organe de commande de source de rayons X 24, qui commande alors le fonctionnement, position, angle de projection/prise de vue, vitesse de déplacement, etc. de la source de rayons X 25. La source de rayons X 25 se déplace typiquement le long d'une droite, d'un arc, d'un cercle, d'une ellipse, d'un hypocycloïde ou de n'importe quelle autre forme géométrique appropriée, pendant que des rayons X 27 sont dirigés par la source de rayons X 25 vers le détecteur de rayons X 22, qui comprend une matrice en silicium amorphe 40 et un scintillateur 42. L'organe de commande de système global 36 commande aussi le fonctionnement de l'organe de commande de détecteur de rayons X 26, qui commande alors le fonctionnement du détecteur de rayons X 22. Après avoir traversé un objet anatomique examiné (c'est-à-dire un patient 29), les rayons X 27 frappent le scintillateur 42 qui convertit les photons de rayons X en lumière visible. La lumière visible est ensuite convertie en une charge électrique par un groupement ou matrice de photodiodes 51 (figure 3) dans la matrice en silicium amorphe 40. Chaque photodiode 51 possède une superficie suffisamment grande pour pouvoir intercepter une assez grande partie de la lumière visible produite par le scintillateur 42. Chaque photodiode 51 possède aussi une capacité relativement élevée qui lui permet de stocker la charge électrique qui résulte de l'excitation par les photons de lumière visible. Un système d'acquisition de données à l'intérieur de l'organe de commande de détecteur de rayons X 26 échantillonne des données analogiques de charge électrique provenant du détecteur de rayons X 22, et convertit ces données analogiques de charge électrique en signaux numériques en vue d'un traitement subséquent. Les signaux numériques sont envoyés à un processeur d'image 28, où le signal d'image est traité et amélioré. L'image traitée et améliorée peut ensuite être affichée sur un écran à tube cathodique 32, ou autre dispositif d'affichage approprié, et/ou l'image peut être stockée dans une mémoire de grande capacité 30 en vue d'une récupération ultérieure. De façon optionnelle, le processeur d'image 28 produit aussi un signal de commande de luminosité qui peut être appliqué à un circuit de commande d'exposition 34 pour réguler l'alimentation électrique 44, qui régule de ce fait la source de rayons X 25 par l'intermédiaire de l'organe de commande de source de rayons X 24. Le fonctionnement du système de tomographie numérique 20 est piloté par l'organe de commande de système global 36, qui reçoit des instructions et/ou paramètres de balayage d'un opérateur via une interface opérateur 38. L'interface opérateur 38 comprend par exemple un clavier, un pavé tactile (ou bloc à effleurement) ou autre dispositif d'entrée approprié. L'écran à tube cathodique 32 (ou autre dispositif d'affichage approprié) permet à l'opérateur de visualiser l'image reconstruite et d'autres données provenant du processeur d'image 28. Les instructions et/ou paramètres de balayage fournis par l'opérateur sont utilisés par l'organe de commande de système global 36 pour fournir des signaux de commande et des informations au processeur d'image 28, à l'organe de commande de source de rayons X 24, à l'organe de commande de détecteur de rayons X 26 et/ou au circuit de commande d'exposition 34. Des formes de réalisation de la présente invention utilisent un logiciel ou micrologiciel tournant sur l'organe de commande de système global 36 pour exécuter le traitement de données associé au procédé et au dispositif de l'invention. Une souris, un dispositif de pointage ou autre dispositif d'entrée approprié est employé pour faciliter la saisie de données et/ou de positions d'image, etc. D'autres formes de réalisation de la présente invention utilisent un ordinateur polyvalent ou une station de travail comprenant un dispositif de mémoire et/ou une possibilité d'impression pour stocker et/ou imprimer des images. Des dispositifs de mémoire appropriés sont bien connus des personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art et comprennent, sans restriction, une mémoire vive (RAM), des disques durs, des supports optiques, des disquettes, etc. Des formes de réalisation utilisant des ordinateurs polyvalents ou des stations de travail en reçoivent des données via des supports de stockage électronique conventionnels et/ou des liaisons de communication conventionnelles, et des images sont reconstruites à partir de ces données. La figure 3 représente un exemple de détecteur de rayons X 22 à panneau plat au silicium amorphe, comme utilisé dans des formes de réalisation de la présente invention. Typiquement, des électrodes de colonne 60 et des électrodes de rangée 62 sont formées sur un substrat en verre 64 d'une seule pièce, et une matrice en silicium amorphe 40 est ainsi définie. La matrice en silicium amorphe 40 comprend une matrice de photodiodes 51 et de transistors à effet de champ (TEC) 52. Un scintillateur 42 est placé au-dessus de la matrice en silicium amorphe 40, et lui est couplée de façon optionnelle. Le scintillateur 42, qui peut être par exemple un scintillateur à l'iodure de césium à fort rendement de scintillation ou "faible dose", reçoit et absorbe des photons de rayons X en service, et convertit les photons de rayons X en lumière visible. La matrice en silicium amorphe 40 à fort coefficient de remplissage, dans laquelle chaque photodiode 51 représente un pixel, convertit la lumière visible détectée en une charge électrique au niveau de chaque pixel. La charge électrique en chaque pixel est ensuite lue et numérisée par un circuit électronique à faible bruit (via des doigts de contact 70 et des conducteurs de contact 72), et est ensuite envoyée au processeur d'image 28 (figure 2). Les systèmes d'imagerie tomographique produisent une image ayant une épaisseur de coupe qui dépend de l'angle de balayage utilisé pendant l'acquisition de l'image. L'alignement mécanique et le suivi de vitesse de la source de rayons X 25 (figure 2) par rapport au détecteur de rayons X 22 (figures 2 et 3) sont cruciaux pour obtenir une épaisseur de coupe et une profondeur de coupe précises dans l'image. Toutefois, il est relativement difficile de mesurer directement les nombreux paramètres qui contribuent à cet alignement mécanique. En conséquence, on obtient une bonne autre mesure de l'alignement mécanique de ces systèmes, ainsi que d'autres systèmes d'imagerie radiographique, en mesurant indirectement la qualité obtenue d'une image d'un fantôme connu. On utilise couramment des fantômes avec des systèmes d'imagerie sur film pour déterminer la qualité d'image d'une image obtenue. Toutefois, l'utilisation de ces fantômes avec des systèmes sur film ne permet qu'une analyse qualitative, ou subjective, de la qualité ou finesse des images obtenues, et indique seulement si l'épaisseur de coupe et la profondeur de coupe sont à peu près correctes ou non. Il est relativement difficile d'obtenir des résultats analytiques quantitatifs détaillés, qui sont hors de portée de la plupart des systèmes et procédés conventionnels.

Il n'existe actuellement aucun système ou procédé acceptable permettant d'évaluer quantitativement l'alignement mécanique de systèmes d'imagerie radiographique, et la résolution des images créées par ces systèmes. Les fantômes et les procédés d'analyse spatiale et fréquentielle discrète de la demande de brevet des Etats- Unis 2005/0152502 à laquelle le lecteur est invité à se reporter, permettent l'analyse quantitative de l'alignement mécanique de systèmes d'imagerie radiographique, ce qui permet d'aligner précisément ces systèmes d'imagerie de manière à pouvoir obtenir une qualité d'image optimale. On peut mesurer la résolution d'un détecteur de rayons X en utilisant un mince fantôme radio-opaque en forme de barre, que l'on place sur la surface du détecteur de rayons X. Une radiographie de ce fantôme est acquise, et un sous-ensemble de l'image est analysé en formant la transformée de Fourier rapide (TFR) de la dérivée du bord qui est formé par l'image de la barre. Le résultat de ce calcul donne la réponse en fréquence spatiale du système d'imagerie, qui est une manière de définir la résolution du système d'imagerie. On peut utiliser un ou plusieurs fantômes de forme géométrique simple pour déterminer la profondeur de champ et la distance focale d'un système d'imagerie radiographique. Les fantômes de la présente invention comprennent n'importe quel matériau atténuateur radio-opaque approprié qui est capable de conserver un bord suffisamment rectiligne pour permettre d'en obtenir des mesures de résolution d'image et analogues. Certains exemples nonrestrictifs de matériaux comprennent le tungstène, l'étain, des alliages plomb-étain, l'acier, et l'époxy imprégné par une charge à numéro atomique élevé. A propos de la figure 4, des formes de réalisation de la présente invention utilisent un support radiotransparent 84 placé adjacent au détecteur de rayons X 22 (figures 2 et 3), le support radiotransparent 84 ayant un mince fantôme "à rampe" en forme de barre 80 positionné sur lui ou à l'intérieur de lui à un certain angle, de telle manière que le centre du fantôme à rampe 80 se trouve au centre ou près du centre du système d'imagerie 20 (figure 2). Ce support radiotransparent 84 est constitué de n'importe quel matériau radiotransparent approprié, tel que par exemple une mousse basse densité (pour simuler l'air), de l'eau, ou n'importe quel matériau approprié semblable aux tissus humains. L'axe longitudinal du fantôme à rampe 80 est orienté perpendiculairement à la direction de déplacement de la source de rayons X 25 (figure 2) et/ou du détecteur de rayons X 22, de sorte que l'image obtenue fournit la meilleure résolution à la profondeur de champ du système d'imagerie 20. Par exemple, le fantôme à rampe 80 peut être constitué d'une "règle" en tungstène de 1 mm orientée suivant une rampe à 30 degrés par rapport à la plaque de face du détecteur de rayons X (non représentée). La direction de balayage est perpendiculaire à cette règle. Comme décrit plus haut, la présente invention propose un procédé et un dispositif de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse. Plus spécifiquement, la présente invention propose un procédé et un dispositif qui permettent la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe, via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM). En pratique, le procédé et le dispositif de la présente invention peuvent être combinés à n'importe quel fantôme d'épaisseur de coupe de tomosynthèse spécifiquement conçu, existant actuellement ou dans le futur, pour permettre des contrôles de qualité à la fois quantitatifs et intuitifs pour un système de tomosynthèse. Le procédé de la présente invention comprend, comme aussi décrit plus haut, le positionnement d'un fantôme à rampe 80 (figure 4), qui est fait de métal à haute densité, de tungstène, d'acier, etc. et qui présente un bord vif (fin), à un certain angle par rapport au plan du détecteur de rayons X. De nouveau, le support radiotransparent 84 utilisé est constitué de mousse basse densité (pour simuler l'air), d'eau, ou de n'importe quel matériau approprié semblable aux tissus humains. Ensuite, une acquisition de tomosynthèse est effectuée et des images de coupe sont produites en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle. Une ou plusieurs images de coupe sont utilisées pour une mesure subséquente. Ensuite, le bord le plus net dans l'image à mesurer est identifié, ce bord représentant la partie au point du fantôme à rampe 80. Cela est représenté dans l'image de coupe tomographique reconstruite du fantôme à rampe de la figure 5, où le point le plus net 90 (point le plus clair) est mis en évidence. Cette identification peut être effectuée manuellement par un opérateur, ou en utilisant un programme logiciel automatique. L'image à mesurer et les coordonnées du point le plus net 90 sont ensuite introduites dans l'algorithme de la présente invention (ou un algorithme équivalent) pour calculer la FTM. En premier lieu, on extrait une série de profils de bord 92 à partir de plans de tomosynthèse reconstruits prédéterminés. La figure 6 représente un tel profil de bord 92.

Le premier profil de bord 92 sélectionné passe par le point le plus net ("au point" ou dans le plan) sur le bord. D'autres profils sont ensuite sélectionnés qui s'étendent parallèlement au premier et sont espacés le long de l'image de la rampe à intervalles de 1 mm, par exemple. En deuxième lieu, on forme la dérivée première 94 de chaque profil de bord 92. Cela est représenté sur la figure 7. En troisième lieu, on effectue une transformation de Fourier sur la dérivée première 94 de chaque profil de bord 92 afin de déterminer la FTM spatiale pour cette distance le long de l'image de la rampe. La distance est ensuite convertie en profondeur dans la direction z d'après l'angle de la rampe. En quatrième lieu, on calcule la demi-largeur à mi-hauteur (HWHM) 96 pour chaque FTM spatiale. Cela est représenté sur la figure 8. Enfin, la valeur HWHM 96 qui correspond au profil de bord 92 le plus net représente la résolution dans le plan du système de tomosynthèse. L'épaisseur de coupe du système de tomosynthèse est déterminée à partir de la courbe 98 de HWHM en fonction de z. Cela est représenté sur la figure 9. La résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe calculées sont indiquées à l'opérateur par un dispositif d'affichage et/ou un moyen d'enregistrement (c'est-à-dire un dispositif de stockage et/ou une imprimante). Les étapes précédentes peuvent être combinées à n'importe quelle mesure directe de résolution dans le plan et/ou d'épaisseur de coupe utilisant un fantôme spécialement conçu, tel que par exemple un mince fil ou analogue, pour permettre une compréhension/visualisation intuitive des résultats.

Indépendamment du ou des fantômes utilisés, cette compréhension/visualisation intuitive est obtenue grâce à une ou plusieurs images de coupe du ou des fantômes. Individuellement, ou en combinaison avec des étapes précédentes, le ou les fantômes spécialement conçus peuvent être utilisés pour mesurer le contraste, la détectabilité à bas contraste, et les propriétés du bruit (rapport signal sur bruit (SRB), spectre du bruit, etc.) du système de tomosynthèse.

Pour en revenir au cas de la tomographie, et de nouveau à propos de la figure 4, une image de référence statique du fantôme à rampe 80 peut être prise afin de fournir la résolution maximale possible pour une hauteur particulière en question. La tache focale et la résolution naturelle du détecteur de rayons X, ainsi que la diffusion par un éventuel matériau atténuateur, peuvent ensuite être déterminées et ultérieurement éliminées des images. Les outils d'analyse de la présente invention peuvent être utilisés dans n'importe quelle direction appropriée (c'est-à-dire latéralement, longitudinalement, etc.). Comme représenté sur la figure 10, l'image en forme de noeud papillon est l'image tomographique obtenue du fantôme à rampe 80 (figure 4). Le centre de cette image 100 représente la résolution maximale possible, et correspond au plan focal du système d'imagerie dans lequel le bord de la barre est bien défini. Le bord de la barre commence à être flou à mesure que la distance au plan focal augmente. L'augmentation du flou par rapport à cette résolution maximale possible au niveau du plan focal est déterminée par l'angle de balayage utilisé durant l'acquisition d'image. Idéalement, il devrait exister une variation en échelon entre le signal là où se trouve le fantôme et le faux signal là où le fantôme ne se trouve pas, au voisinage d'une flèche 102. Toutefois, en réalité, il n'y aura pas de variation en échelon près de la flèche 102 car des problèmes de défaut d'alignement mécanique font que la résolution du système d'imagerie n'est pas parfaite. Ainsi, ce qu'on observe en réalité est un profil rectangulaire ayant des bords imprécis ou flous au lieu de bords nets. On se rapportera maintenant à la figure 11 qui représente un profil de section transversale 112 d'un bord du fantôme à rampe 80 (figure 4) près du plan focal du système d'imagerie tomographique numérique. Idéalement, si le fantôme à rampe 80 était aligné précisément sur l'axe central de la source de rayons X et/ou détecteur de rayons X, ce profil 112 aurait une forme rectangulaire à bords nets, et non un profil arrondi à bords imprécis comme indiqué en des points 111. La tache focale rend flous les bords 111 du fantôme 80 dans une certaine mesure, mais les défauts d'alignement mécanique entre la source de rayons X 25 (figure 2) et le détecteur de rayons X 22 (figures 2 et 3) provoquent la majeure partie de la dégradation de cette image. La dérivée de ce profil représente la fonction d'étalement de ligne 113 de ce système d'imagerie tomographique numérique. On se rapportera maintenant à la figure 12 qui représente la réponse en fréquence spatiale 114 au niveau du plan focal du système d'imagerie tomographique numérique, qui est une manière de définir la résolution d'un système d'imagerie. La réponse en fréquence spatiale peut être obtenue en formant la transformée de Fourier rapide (TFR) ou autre analyse numérique de la fonction d'étalement de ligne 113 (figure 11). Obtenir une mesure numérique de la résolution d'image permet d'effectuer des alignements et étalonnages précis du système d'imagerie numérique pour pouvoir en obtenir les meilleures images possibles. Comme représenté sur la figure 4, des formes de réalisation de la présente invention peuvent incorporer plusieurs plus petits fantômes 82 qui sont utiles pour mesurer l'uniformité focale sur une plus grande partie de la superficie du détecteur. On peut utiliser, pour chacun de ces plus petits fantômes 82, la même analyse que celle décrite pour le fantôme à rampe 80. Ces formes de réalisation fournissent une mesure précise de l'uniformité focale du détecteur de rayons X 22 (figures 2 et 3) dans une profondeur de champ fixe. En plus de caractériser la qualité d'image en différentes positions à l'intérieur d'une image, la sortie de l'analyse de la présente invention peut être utilisée pour corriger, en utilisant des techniques de traitement d'image et de filtrage, des erreurs d'alignement répétables de manière à obtenir une qualité d'image uniforme permettant une visualisation maximale des objets anatomiques qui sont examinés. Comme représenté sur la figure 13, pour isoler des erreurs d'alignement répétables d'erreurs d'alignement aléatoires, de multiples images non traitées du ou des fantômes sont utilisées 120. Une caractérisation spatiale de chaque image est effectuée 122. Ensuite, un traitement et des améliorations d'image adaptés sont effectués 124, et prennent en compte des spécifications de fantôme connues 126 ayant été préalablement déterminées. Les paramètres de traitement d'image sont ajustés comme nécessaire 130 pour optimiser la qualité d'image. Enfin, une carte de corrections est appliquée aux images 128, pour produire des images finales qui sont exemptes d'erreurs d'alignement répétables.

Les fantômes, dispositifs, systèmes et procédés décrits dans la présente peuvent être utilisés dans de nombreux systèmes d'imagerie radiographique, pour des applications telles que, mais non limitées à, l'imagerie médicale (c'est-à-dire des systèmes de radiographie sur film, des systèmes de radiographie numérique, des systèmes de tomographie linéaire, des systèmes de tomosynthèse, des systèmes de radiographie assistée par ordinateur (CR), et n'importe quel autre système d'imagerie radiographique et/ou système d'imagerie planographique aux rayons X qui permettent de numériser les images obtenues pour pouvoir en faire une analyse numérique, etc.), l'imagerie et/ou l'essai non destructif de pièces, et/ou pour la détection de contrebande (c'est-à-dire des armes, explosifs, etc.). Diverses formes de réalisation de la présente invention ont été représentées et décrites en réponse aux divers besoins que satisfait l'invention. On comprendra que ces formes de réalisation sont simplement représentatives des principes des diverses formes de réalisation de la présente invention. Les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art pourront imaginer de leur apporter de nombreuses modifications et adaptations sans sortir de la portée de la présente invention. Par exemple, bien que les formes de réalisation représentées et décrites dans la présente utilisent un fantôme en forme de barre, de nombreuses autres formes sont possibles sans sortir de la portée de l'invention, et toutes ces variantes sont destinées à être englobées dans la présente.

LISTE DES COMPOSANTS

10 Fantôme à paires de lignes 12 Paire de lignes 20 Système de tomographie numérique 22 Détecteur de rayons X 24 Organe de commande de source de rayons X 25 Source de rayons X 26 Organe de commande de détecteur de rayons X 27 Rayons X 28 Processeur d'image 29 Patient 30 Mémoire de grande capacité 32 Ecran à tube cathodique 34 Circuit de commande d'exposition 36 Organe de commande de système global 38 Interface opérateur 40 Matrice en silicium amorphe 42 Scintillateur 44 Alimentation 51 Photodiode 52 Transistor à effet de champ (TEC) 60 Electrode de colonne 62 Electrode de rangée 64 Substrat en verre 70 Doigt de contact 72 Conducteur de contact 80 Fantôme à rampe 82 Plus petit fantôme 84 Support radiotransparent 90 Point le plus net 92 Profil de bord 94 Dérivée première du profil de bord 96 Demi-largeur à mi-hauteur (HWHM) 98 Courbe de HWHM en fonction de z 100 Image 102 Flèche 111 Bord flou 112 Profil de section transversale 113 Fonction d'étalement de ligne 114 Réponse en fréquence spatiale 120 Multiples images de fantôme(s) non traitées 122 Caractérisation spatiale de la qualité d'image 124 Traitement et amélioration d'image adaptés 126 Spécifications de fantôme connues 128 Carte de corrections appliquées aux images 130 Ajustement des paramètres de traitement d'image

Claims (10)

REVENDICATIONS

1. Procédé de contrôle de la qualité d'images de tomosynthèse pour un système d'imagerie à tomosynthèse (20), le procédé permettant la mesure de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe via la mesure de fonction de transfert de modulation (FTM), le procédé comprenant les étapes consistant à: positionner un fantôme (80, 82) ayant un bord de finesse prédéterminée à un angle prédéterminé par rapport à un plan d'imagerie d'un détecteur de rayons X (22); effectuer une acquisition de tomosynthèse et produire une ou plusieurs images de coupe en utilisant un ou plusieurs algorithmes de reconstruction tridimensionnelle; sélectionner une image de coupe à mesurer parmi les une ou plusieurs images de coupe; identifier un bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer, où le bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer comprend la partie au point du fantôme (80, 82); introduire l'image de coupe à mesurer et les coordonnées du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer dans un algorithme FTM; et en utilisant l'algorithme FTM, calculer la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe de l'image de coupe à mesurer.

2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le fantôme (80, 82) comprend un ou plusieurs matériaux parmi un métal à haute densité, du tungstène et de l'acier.

3. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le fantôme (80, 82) est placé sur ou à l'intérieur d'un support radiotransparent (84).

4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel le support radiotransparent (84) comprend un ou plusieurs matériaux parmi une mousse basse densité, de l'eau, et un matériau semblable aux tissus humains.

5. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'identification du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer comprend soit une identification manuelle du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer soit une identification du bord le plus net dans l'image de coupe à mesurer utilisant un programme logiciel automatique.

6. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'algorithme FTM comprend les opérations consistant à: extraire un profil de bord à partir d'un plan de tomosynthèse reconstruit; former une dérivée première du profil de bord; effectuer une transformation de Fourier sur la dérivée première du profil de bord afin de déterminer une FTM spatiale pour une distance prédéterminée le long du fantôme; calculer une demi-largeur à mi-hauteur (HWHM) pour la FTM spatiale, HWHM correspondant à la netteté du profil de bord représentant la résolution dans le plan du système d'imagerie à tomosynthèse (20); et déterminer l'épaisseur de coupe du système d'imagerie à tomosynthèse (20) à partir d'une courbe de HWHM en fonction de z.

7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel l'extraction du profil de bord à partir du plan de tomosynthèse reconstruit comprend le fait d'extraire le profil de bord à partir du plan de tomosynthèse reconstruit dans une partie au point ou dans le plan du plan de tomosynthèse reconstruit.

8. Procédé selon la revendication 6, dans lequel l'extraction du profil de bord à partir du plan de tomosynthèse reconstruit comprend le fait d'extraire le profil de bord à partir du plan de tomosynthèse reconstruit dans un plan qui est parallèle à une partie au point ou dans le plan du plan de tomosynthèse reconstruit.

9. Procédé selon la revendication 6, comprenant en outre le fait de fournir en sortie la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe du système d'imagerie à tomosynthèse à un opérateur.

10. Procédé selon la revendication 6, comprenant en outre le fait de combiner la résolution dans le plan et l'épaisseur de coupe du système d'imagerie à tomosynthèse avec des mesures directes de résolution dans le plan et d'épaisseur de coupe obtenues en utilisant un fantôme (80, 82) spécialement conçu.