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Article de référence | Réf : MED203 v1
Auteur(s) : Thierry LEMOINE
Date de publication : 10 juin 2015
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Imagerie médicale par rayons X - Traitements d'image 3DCet article fait partie de l’offre
Technologies biomédicales (121 articles en ce moment)
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Tout détecteur matriciel présente des imperfections qui, même si elles sont très petites, peuvent être visibles à l'écran. Il peut s'agir de pixels non fonctionnels, de lignes ou de colonnes qui ne sont pas actives...
Dans un détecteur numérique plat, la principale cause de ces défauts tient à la qualité des dalles de verre qui supportent photodiodes et transistors en silicium amorphe (ou à la qualité des wafers en technologie CMOS). Ces dalles sont réalisées en salle blanche avec des technologies de micro-lithographie où la moindre poussière peut générer un circuit ouvert ou un court- circuit. Compte tenu des exigences de propreté dans ces salles, ces défauts sont rares, mais sur une matrice de 10 millions de pixels et sur une surface de 40 × 40 cm, ils sont inévitables, sauf à accepter des rendements de fabrication ridiculement bas et des coûts de production prohibitifs. Leur existence n'a heureusement pas d'incidence sur la qualité des diagnostics réalisés avec le détecteur, pourvu que leur nombre n'excède pas un certain seuil. Par contre, leur présence à l'écran est gênante et il faut les rendre invisibles.
La correction des plus petits d'entre eux s'effectue simplement : pour chaque image, un pixel mort se voit attribuer un niveau de gris calculé par interpolation linéaire entre pixels les plus proches voisins.
Appliquée froidement, cette solution pose des problèmes dans les zones où existent des variations brutales de contraste, et d'autres algorithmes plus subtils doivent être utilisés. Dans un détecteur fonctionnant en mode fluoroscopique, la correction doit être effectuée en temps réel, ce qui contraint la gamme d'algo- rithmes utilisables. Enfin, le cas d'un pixel « mort » isolé est bien sûr le plus simple. Il en existe d'autres également corrigibles, comme celui d'une ligne ou d'une colonne défaillante, soit à cause d'un défaut sur la dalle, soit parce que le détecteur est réalisé par raboutage de dalles plus petites : la ligne ou la colonne où s'effectue le raboutage est soit inexistante, soit atypique. Autres cas de figure, des petits clusters de pixels défaillants, des artefacts localisés de la sensibilité du scintillateur, etc.
L'intensité des défauts peut évoluer au cours de la vie du détecteur et de nouveaux défauts peuvent apparaître. Pour ces raisons, la correction de défauts doit faire l'objet d'une calibration régulière.
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(1) - SAMEI (E.H.), FLYNN (M.J.) - Advances in digital radiography. - RSNA Syllabus (2003).
(2) - VANMETTER (R.) - Image processing for projection radiography. - Advances in medical physics, vol. 3 (2010).
(3) - FLYNN (M.J.), KANICKI (J.) - High fidelity medical imaging displays. - SPIE (2004).
(4) - COUWENHOVEN (M.), SEHNERT (W.), WANG (X.), DUPIN (M.), WANDTKE (J.), DON (S.), KRAUSS (R.), PAUL (N.), HALIN, SARNO (R.) - Observer study of a noise suppression algorithm for computed radiography images. - SPIE Medical Imaging, vol. 5749 (2005).
(5) - AAPM - Assessment of display performance for medical imaging systems. - AAPM on-line report, no 3 (2005).
(6) - DESERNO (T.) - Fundamentals of medical image processing and analysis. - SPIE Short Courses SC086,...
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