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pour Procédé et dispositif pour le traitement d'images radioscopiques.
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"Procédé et dispositif pour le traitement d'images radioscopiques"
L'invention concerne un procédé qui permet de former une image composée à partir d'une courte série d'images radioscopiques et suivant lequel est réalisée au moins une fois une courte série d'images radioscopiques d'un objet à partir de laquelle est déterminée une image composée à reproduire.
L'invention concerne également un dispositif pour traiter une courte série d'images radioscopiques, muni d'une part d'un dispositif de formation d'images radioscopiques appelé à fournir au moins une courte série d'images radioscopiques subdivisées en éléments d'image, et d'autre part d'une mémoire pour l'emmagasinage de l'information d'image par élément d'image.
Un tel procédé et un tel dispositif sont connus d'une publication dans"Optical Engineering", Volume 17,
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0 6, pages 652-7, novembre/décembre 1978 ; dans cette
N.publication, il est proposé de réunir (d'additionner) l'information des images radioscopiques formant une courte série et d'emmagasiner cette information dans une mémoire. Par la mise en oeuvre d'un tel procédé, on améliore le rapport signal/bruit de l'image composée, emmagasinée dans la mémoire. Au cours de la formation de l'image composée sur la base de la courte série d'images radioscopiques, les amplitudes de l'image composée augmenteront pas à pas par image radioscopique, et si l'image composée (qui change donc pas à pas) est reproduite sur un écran de télévision, il en résultera une image affectée par papillotement.
Un procédé et un dispositif tels que ceux décrits dans la publication citée ci-dessus ne conviennent donc pas pour pratiquer la radiographie électronique lors de laquelle l'image radioscopique est visualisée directement par l'intermédiaire d'une chaîne intensificateur d'image-téléviseur.
Il est clair que le papillotement dans l'image radioscopique que montre l'écran de téléviseur gêne l'observation convenable de l'image.
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Le dispositif dont fait mention ladite publication fait appel à trois mémoires et aux autres circuits correspondants indispensables pour définir des images de différence à partir d'images radioscopiques consécutives, une telle image de différence étant déterminée en pondérant les contenus en information de deux mémoires et en soustrayant le contenu d'une mémoire de celui de l'autre. La troisième mémoire reçoit alors l'information correspondant aux nouvelles images radioscopiques engendrées. Il est évident qu'un tel dispositif est relativement coûteux, mais qu'il fournit une image de différence dont l'amplitude est constante.
Le but de l'invention est de procurer un procédé et un dispositif qui conviennent pour la radiographie électronique tout en fournissant une image de télévision dont l'amplitude est constante (image non papillotante) et dans laquelle le bruit est supprimé.
Un autre but de l'invention est de procurer un procédé et un dispositif pour définir des images de différence à partir de courtes séries d'image radioscopiques consécutives, alors qu'il suffit d'utiliser deux mémoires et les circuits correspondants et qu'il est possible de réaliser des images de différence à amplitude constante (pas de papillotement) pour la reproduction directe sur un moniteur de télévision, images dans lesquelles le bruit es supprimé de façon essentielle.
Un procédé conforme à l'invention est remarquable en ce que l'image complexe est formée d'une part à partir d'au moins une image radioscopique prise en dernier lieu et pondérée en correspondance à un facteur de pondération t inférieur ou égal à 1, et d'autre part à partir d'une image composée définie à partir des images radioscopiques prises antérieurement et multipliée par le facteur de pondération complémentaire le facteur étant fonction du nombre
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d'images radioscopiques déjà traitées de la série, ayant la valeur initiale 1 et une valeur inférieure à 1 pour chaque nouvelle image composée à former, alors que chaque facteur de pondération est inférieur ou égal au facteur de pondération précédent.
Lors de la mise en oeuvre d'un tel procédé, l'amplitude de l'image composée reste constante (dans le cas du choix judicieux de facteurs de pondération calculables d'avance de façon simple) quel que soit le nombre d'images radioscopiques servant à réaliser l'image composée. Le bruit qui se produit dans une image composée diminue avec l'augmentation du nombre d'images radioscopiques formant l'image composée.
Un dispositif conforme à l'invention est remarquable en ce qu'en coopération avec au moins un circuit de multiplication et un circuit d'addition, la mémoire forme un filtre récursif pour filtrer dans le domain de temps l'information d'image par élément d'image des images se succédant alors qu'une image composée est formée d'une part à partir d'au moins une image radioscopique prise en dernier lieu et multipliée par un facteur de pondération Ol inférieur ou égal à 1 par le circuit de multiplication, et d'autre part à partir d'une image composée définie à partir des images radioscopiques prises antérieurement et pondérée en correspondance au facteur de pondération complémentaire (1 ), le facteur de pondération OL étant fonction du nombre d'images radioscopiques déjà traitées de la série,
ayant la valeur initiale 1 et une valeur inférieure à 1 pour chaque nouvelle image radioscopique à traiter de la série, alors que chaque facteur de pondération est inférieur ou égal au facteur de pondération précédent.
Suivant une mise en oeuvre préférée d'un procédé conforme à l'invention, on forme à partir de la courte série d'images radioscopiques une image de
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différence qui est déterminée par la différence entre d'une part une image composée formée à partir des images radioscopiques prises jusqu'alors, et d'autre part une autre image. Une telle mise en oeuvre fournit, déjà à partir de la première image composée, une image de différence dont l'amplitude est constante quel que soit le nombre d'images radioscopiques traitées jusqu'alors dans l'image composée, alors que le niveau de bruit dans l'image de différence diminue avec l'augmentation du nombre d'images radioscopiques traitées.
A remarquer que dans la demande de brevet
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0 français N. 80. 15. il est décrit un dispositif pour définir une image de différence à partir d'une image radioscopique prise en dernier lieu et d'une image composée formée à partir d'une somme pondérée d'images radioscopiques antérieures, alors qu'il est fait usage d'un filtre récursif. Toutefois, au début de chaque série d'images radioscopiques (le début de la formation d'une image de différence) ; un tel dispositif fournit une image de différence dont l'amplitude augmente (lentement) vers une valeur finale après le traitement de plusieurs images radioscopiques.
L'emploi d'un tel dispositif pour traiter de courtes séries (par exemple des séries de 4 ou de 8), d'images radioscopiques donnera bien à l'engendrement d'images de différence dont l'amplitude augmente par image radioscopique, amplitude qui est ramenée à la valeur zéro à la fin de chaque série ; par conséquent, lors de la reproduction de ce genre d'images de différence, la reproduction sur le moniteur de télévision est gênée par papillotement.
La description suivante, en regard des dessins annexés, le tout donné à titre d'exemple, fera bien comprendre comment l'invention peut être réalisée.
La figure 1 montre un dispositif conforme à l'invention.
La figure 2 est un diagramme illustrant dans
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le temps la formation de l'amplitude d'une image de différence dans le cas de la sommation conventionnelle.
La figure 3 est un diagramme illustrant dans le temps la formation de l'amplitude d'une image de différence dans le cas de la sommation récursive.
La figure 4 est un diagramma illustrant dans le temps la formation de l'amplitude d'une image de différence en conformité à l'invention.
La figure 5 illustre une réalisation préférée d'une partie d'un dispositif conforme à l'invention.
La figure 6 illustre une réalisation préférée d'un dispositif conforme à l'invention.
Le dispositif d'examen 10 que représente la figure 1 comporte une source de haute tension G devant alimenter un tube de Röntgen B. Un objet 0 est irradié par le faisceau de rayonnement X engendré par ce tube B, et il se forme une image d'ombre dudit objet 0 sur un écran d'entrée d'un intensificateur d'image II.
Par l'intermédiaire d'un tube d'enregistrement d'image PU couplé à un écran de sortie de l'intensificateur II, l'image d'ombre, réduite en dimensions et intensifiée, est convertie en un signal vidéo analogique. Un amplificateur à circuit d'échantillonnage OA amplifie et échantillonne ce signal vidéo, après quoi le signal vidéo échantillonné est converti en signal numérique par un convertisseur analogique-numérique ADC 2.
Le signal numérique est fourni à une unité de traitement d'information d'image qui comporte les parties suivantes : les multiplicateurs M20 et M21, l'additionneur A20 et la mémoire MM20. Le dispositif d'examen représenté par la figure 1 comporte encore un convertisseur numérique-analogique DAC2 et un dispositif de reproduction MON (par exemple un moniteur de télévision). Audit dispositif d'examen on peut évidemment ajouter un dispositif d'enregistrement à bande magnétique ou à disque magnétique, un dispositif d'enregistre-
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ment de signaux vidéo ou signaux numériques, ou une imprimante de copies pour"fixer"de plus permanente les images radioscopiques traitées.
L'unité de traitement d'information d'image forme une image composée et est un filtre récursif.
Ce filtre opère de la façon suivante : au sujet d'un élément d'image, une valeur en provenance du convertisseur analogique-numérique ADC2 est fournie au multiplicateur M20 dans lequel cette valeur est multipliée par le facteur de pondération 0 < . (0 < également à ce multiplicateur M20. Dans le cas du dispositif conforme à l'invention, le facteur de pondération est fonction du nombre d'images radioscopiques traitées, ce qui sera expliqué encore plus loin dans cet exposé.
Le produit de cette multiplication est fourni à l'additionneur A20 qui reçoit également la valeur qui pour le même élément d'image a déjà été immagasinée dans la mémoire MM20 après que cette valeur ait été multipliée par le facteur de pondération (1-OC).
Cette multiplication est effectuée par le multiplicateur M21 qui connecte la sortie de la mémoire MM20 à une entrée de l'additionneur A20. La somme des deux valeurs fournies à l'additionneur A20 est emmagasinée sur l'adresse appartenant à l'élément d'image. Le corvertisseur analogique-numérique DAC2 reçoit la valeur mise dans la mémoire MM20, de sorte que l'image composée est reproduite sur le moniteur de télévision MON.
Si la valeur mise dans la mémoire MM20 devait être fournie directement à l'additionneur A20 (multiplicateur M21 shunté et hors d'action), la formation de l'image composée dans la mémoire MM20 aurait lieu comme le montre la figure 2 lorsqu'on suppose que la source de Röntgen B fournit chaque fois après 240 millisecondes une impulsion de Röntgen à durée égale à 160 millisecondes et qu'au cours de l'impulsion de Röntgen sont engendrées quatre images radioscopiques. (dont chacune
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dure 40 millisecondes).
L'image composée constitue une sommation linéaire des quatre images radioscopiques, et d'amplitude de cette image passe, en quatre pas (chaque pas valant 25%) de la valeur d'amplitude 0% à la valeur d'amplitude 100%. Après chaque période de 240 millisecondes a lieu l'engendrement d'une nouvelle image composée chaque fois après l'effacement de l'information de la mémoire MM20. Si l'image composée (en cas de radiographie électronique) est visualisée directement sur un moniteur de télévision, cette image est affectée sérieusement par papillotement, ce qui est très gênant pour le radiologue utilisant le dispositif.
Si le facteur de pondération est constant et le signal de sortie de la mémoire M20 est ramené à l'additionneur A20 par l'intermédiaire du multiplicateur M21 (facteur de pondération 1 - ), l'amplitude A d'une image composée résultant d'images radioscopiques consécutives est caractérisée par la formation illustrée sur la figure 3. Egalement dans cet exemple (ainsi que dans l'exemple suivant), on a supposé que la source B fournit, chaque fois après 240 millisecondes, une impulsion de Röntgen à durée égale à 160 millisecondes, alors que sont engendrées quatre images radioscopiques dont chacune dure 40 millisecondes.
Il est clair qu'en absence de mesures spéciales, l'emploi d'un filtre récursif grâce auquel l'influence du bruit dans l'image composée diminue avec l'augmentation du nombre d'images radioscopiques traitées, l'amplitude A de l'image composée à reproduire varie fortement, de sorte qu'il en résulte une image papillotante sur le moniteur de télévision.
Le signal de sortie (= l'amplitude de l'image composée) de la mémoire MM20 s'exprime dans la formule suivante :
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dans laquelle Vu (n) indique l'amplitude de l'image composée après traitement de n images radioscopiques, alors que Vi (n) indique l'amplitude de l'image radio-
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scopique de rang Si le facteur de pondération est constant et par exemple égal à , on obtient comme 2 valeur de Vu (n) :
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La contribution que les images radioscopiques consécutives fournissent à l'image composée n'est pas constante, mais diminue exponentiellement.
L'intégration désirée du bruit est loin d'être optimale, puisque l'image radioscopique traitée en dernier lieu fournit en bruit une contribution beaucoup plus grande que celle de l'image radioscopique qui précède ladite dernière radioscopie, alors qu'à son tour ladite image précédente fournit en bruit une contribution beaucoup plus grande que celle de l'image qui la précède, tandis que les contributions des images radioscopiques traitées antérieurement sont quasi négligeables. Par conséquent, la dose de rayonnement avec laquelle sont engendrées les images radioscopiques citées en dernier lieu n'est donc mise à profit que de façon très inefficace.
Pour le dispositif et le procédé conforme à l'invention, les deux problèmes énoncés ci-dessus sont résolus : le papillotement de l'image composée à reproduire est évité, alors qu'également la contribution que chaque image radioscopique fournit à l'intégration du bruit est pratiquement optimale. En conformité à l'invention, les deux buts sont atteints du fait qu'on a agi de sorte que le facteur de pondération OC est devenu fonction du nombre d'images radioscopiques déjà traitées et du nombre total (dans les exemples précédents et dans l'exemple suivant notamment quatre) d'images radioscopiques à traiter constituant une courte série qui est répétée périodiquement.
L'image composée conforme à l'invention a
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l'amplitude Vu (4) égale à = C.. Vi (4) +0 Vi (3) 2 (1-3). Vi (2) + ). ). ).
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Dans le cas où chaque image radioscopique Vi (n) (1 n fournira la même contribution à l'image composée Vu (n), il en découle que les facteurs de pondération α1, α2, α3 et α4 doivent avoir comme valeur 1,1/2, 1/3 et 1/4. Si l'on pratique les facteurs
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C.àC < L ci-dessus, l'amplitude A de l'image complexe Vu est constante, comme le montre la figure 4.
Après la première image radioscopique, l'image composée sera identique à cette image (0 (. 1 = 1, 1-0 (1 = 0), inclusivement le bruit présent dans l'image radioscopique, bruit qui sur la figure 4 est représenté de façon schématique (et sans respecter l'échelle correcte).
Après le traitement de la deuxième image radioscopique, l'amplitude A de l'image composée est encore la même, mais le contenu en bruit est égal à la moyenne des contenus en bruit des deux images radioscopiques traitées.
Lorsque quatre images ont été traitées, l'amplitude A de l'image composée est exactement la moyenne des amplitudes de ces quatre images. Chaque image radioscopique fournit donc en amplitude la même contribution à l'image composée réalisée finalement, celle-ci ayant un niveau de bruit égal au niveau de bruit noyen des quatre images radioscopiques et étant retenue jusqu'à ce que (après 240 millisecondes) commence le traitement d'une nouvelle série d'images radioscopiques pour former une nouvelle image composée avec consécutivement les
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facteurs de -,?' '* amplitudes A des images composées consécutives obtenues à partir d'une série d'images radioscopiques restent donc toujours constantes, exception faite du bruit de ces images composées qui diminue en importance dans chacune de ces images consécutives.
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Lorsque les multiplicateurs M20 et M21 du dispositif 10 représenté par la figure 1 sont des circuits de multiplication numériques, les facteurs
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de pondération régler de 2'C-3 4 sont' cz, e t Oé-afaçon précise, et le filtrage est à réaliser exactement.
Toutefois, il est plus simple d'utiliser un filtre récursif 20, représenté par la figure 5. Le filtre utilisé 20 ne comporte qu'un seul circuit de multiplication M30 mais est muni, en plus d'un circuit d'addition A. 30 et d'une mémoire MM30 (cfr. A30 et MM30
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sur la figure 1), d'un circuit de soustraction supplémentaire V30. On peut se rendre compte facilement que ce filtre récursif 20 effectue exactement le même filtrage que le filtre 10 sur la figure 1.
En raison de ce que le filtre 20 ne fait appel qu'à un seul circuit de multiplication M30, une multipli-
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cation par les facteurs de pondération 1, 1/8) 2 94 est réalisable de façon simple si les "1" et les "0" du nombre binaire qui, sur des lignes parallèles est
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présenté audit circuit multiplicateur M30, ne seront pas déplacés (facteur 1) ou subiront vers le bit le moins significatif un déplacement égal à une position de bit (facteur un déplacement égal à deux (ou 2 trois) positions de bit (facteur 1/8).
Un mode de 4 réalisation préféré du procédé et du dispositif conformes à l'invention fait appel aux facteurs de
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pondération )c 4 les valeurs respectives, l,-i respectives, ce cas, l'amplitude 4 de l'image complexe devient :
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Les contributions des images radioscopiques de la courte série sont donc pratiquement égales et l'intégration de bruit est en outre quasi optimale.
Par l'emploi de puissances du nombre 2 en guise de valeurs pour les facteurs de pondération i, le circuit multiplicateur M30 ne doit en fait comporter
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que des circuits multiplex avec lesquels le nombre binaire entrant en parallèle est fourni en parallèle aux lignes de sortie sans déplacement de position de bit, avec déplacement égal à une position de bit et avec déplacement égal à deux positions de bit. La situation dans laquelle se trouvent les circuits multiplex est alors commandée de façon simple par un compteur qui compte le nombre d'images radioscopiques traitées et qui pour cela reçoit des impulsions de commande déduites des impulsions de synchronisation verticale (destinées au tube d'enregistrement d'images de télévision).
La figure 6 illustre une réalisation préférentielle d'un dispositif 30 conforme à l'invention.
Le signal qui est présenté au convertisseur analogique numérique ADC2 provient d'une chaine d'intensification d'image radioscopique et de télévision du genre que montre la figure 1, et est présenté, par l'intermédiaire d'un commutateur S, à un des deux filtres récurrents RF1 et RF2. Ceux-ci sont identiques au filtre récurrent 20 sur la figure 5.
Par l'intermédiaire du commutateur S, les quatre premières images radioscopiques sont amenées au filtre RF1 qui, après chaque image radioscopique nouvelle lui présentée, forme à partir de ces images une nouvelle image composée et emmagasine celle-ci dans sa mémoire. Après le traitement des quatre images radioscopiques, le contenu d'un compteur C comptant le nombre d'images radioscopiques traitées à l'aide desdites impulsions de commande, est ramené à zéro.
A l'occasion des quatre images radioscopiques consécutives suivantes, le filtre RF2 forme toujours une nouvelle image composée qui est emmagasinée dans la mémoire de ce filtre. Les images composées emmagasinées dans les mémoires des filtres RF1 et RF2 sont soustraites l'une de l'autre pour la formation d'une image de différence, et cette image est fournie au moniteur MON,
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par l'intermédiaire du convertisseur numérique-analogique DAC2, pour être reproduite sur ce moniteur.
L'image de différence peut constituer la différence entre les images composées de deux courtes séries qui se succèdent directement (et qui comportent quatre images radioscopiques, pour lesquelles le commutateur S est changé de position chaque fois après quatre images radioscopiques), mais l'image de différence peut être aussi d'une part à partir d'une première image composée (par exemple sur le base de quatre images radioscopiques prises sans agent de contraste) emmagasinée dans la mémoire du filtre RF1 et d'autre part à partir des images composées succédant à ladite image composée et formées toujours par le filtre RF2 (sur la base d'images radioscopiques prises avec agent de contraste),
pour lesquelles le commutateur S ne doit être amené qu'une seule fois à quitter sa situation illustrée sur la figure pour aller occuper sa situation non illustrée sur cette figure.
Pour permettre aux filtres RFi et RF2 d'engendrer les images composées correctes, on a raccordé au compteur C un circuit de décodage D qui sur la base du contenu (le nombre d'images radioscopiques traitées) du compteur C définit le circuit multiplex
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dont les commutateurs (circuits T. T. L. = ransstorTransistor-Logic) commutés. Il faut activer uniquement les commutateurs du filtre RF1 ou RF2 qui reçoit de nouvelles images radioscopiques. Les commutateurs de l'autre filtre RF2 ou RF1 doivent rester dans la situation qui appartient à un facteur de pondération (Y-= 1 en relation avec le renouvellement de l'information ("refreshment") de la mémoire (Dynamic Random Access Memory).
Comme lors de la multiplication par les bits du nombre binaire sont déplacés sur deux positions de bit, le circuit multiplex doit être un circuit multiplex "trois vers un"qui toutefois est réalisable par le montage en cascade de deux circuits multiplex"deux vers
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un". Le circuit de décodage D représenté sur la figure 6 dessert les deux multiplexeurs branchés en cascade des deux filtres RF1 et RF2. Dans le cas du contenu 00 du compteur C, les deux sorties PI et P2 du circuit de décodage D sont inactives. Dans le cas du contenu 01 du compteur C (après une image radioscopique), la sortie PI est active et fait commuter les commutateurs d'un premier multiplexeur"deux vers un" (déplacement (shift) sur une position dé bit).
Dans le cas des contenus 10 et 11 du compteur C, les deux sorties PI et P2 sont actives et les deux multiplexeurs branchés en cascade sont commutés (déplacement (shift) sur deux positions de bit).