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anastase-marchal
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PRINCIPE GENERAL
UTILITE DU SCANNERLe scanner permet de visualiser tous les éléments difficilement accessibles aux autres modalités , en se basant sur la densité des organes.
Il est particulièrement utile pour le contenu de l’abdomen et du thorax.
On utilise souvent des produits de contraste iodé par injection intra veineuse.
PRINCIPE GENERAL
Le scanner X ,scanographe , tomodensitomètre axial (TDM) ,En Anglais « Computarized Tomography est apparu a la fin des années soixante
Il utilise les rayons X pour fonctionner tout comme la radiographie
Radiologie conventionnelle = superposition des structures volumiques dans un plan = 2 dimensions
Scanner = coupes axiales excellente résolution en contraste = détection de petits changements dans la structure tissulaire
GEOMETRIE
90 95 CM courteMas Diminue
Force centrifuge diminueEfet de cône augmente
100 110 CM longueMas augmente
Force centrifuge augmenteEffet de cône diminue
GENERATEUR
Courant de haute fréquenceAlimentation du tube avec un taux d’ondulation très faible = KV et MAS très stable
Capacité générale tous constructeur
De 40 à 600 milliampères
De 90 à 150 kilovolts
Puissance de sortie = KV X Ma
Puissance de sortie maximale environ 80 K watts
TUBE RAYONS X
Très performant, il doit
Absorber de fortes contraintes thermique = capacité thermique importanteSe mesure en Unité de chaleur, un tube doit pouvoir absorber une quantité de chaleur d’environ 8 M.u.c
Être capable d’évacuer la chaleur absorbé = Dissipation thermique importante
( En unité de chaleur par minute env 1000 K.U.C / Mn )
Il doit supporter les contraintes mécaniques de la force centrifuge.
Actuellement 3 tours par seconde soit 0,33 seconde par tour soit en géométrie courte 8 G voire 12 G en géométrie longue
COLLIMATION DU FAISCEAU
1
2
Lame de plomb
Mâchoires
Passage des X
COLLIMATION PRIMAIRE
Limite l’irradiation inutile
Détermine l’épaisseur de spire et le champs d’acquisition
1 largeur du champ
2 épaisseur de spire
tube
patient
Collimateur primaire
COLLIMATION DU FAISCEAULame de plomb
Collimation secondaire
Arrête le rayonnement diffuse produit par lePatient en dehors du faisceau primaire
Doit être parfaitement aligne sur la collimation primaire
tube
Collimateur primaire
patient
Collimateur secondairedétecteur
DETECTEURS(principe général)
• Rôle des détecteurs
Capter les photons X a la sortie du patient
(Image radiante X)
Transformer l’information en signal électrique(convertisseur analogique
numérique)
DETECTEURS (principe général)
• Deux types de détecteurs:
• Détecteurs solides • (les plus fréquents)
• Détecteur a chambre d’ionisation• (de plus en plus rare car mauvais rendement)
DETECTEURS (principe général)
C.A.N
Effet photo électrique
Photo cathode
Amplificateur du flux d’électrons
Lumière
Électrons
DETECTEURS (principe général)
Z
XY
Détecteur multi barrettes asymétrique
11
1.5
2.5
5
1.5
2.5
5
20 m
m8 barrettes de détecteurs
(de largeur différentes)
672 éléments de détection par barrettes en X
5376 éléments au total
DETECTEURS (principe général)
1 11.
5
2.5 5
1.5
2.55
Détecteur multi barrettes asymétrique
Respect de la conicité du faisceau
X
Y
Z
DETECTEURS (principe général)
1 11.
5
2.5 5
1.5
2.55
La conicité du faisceau reste le principal facteurLimitant la largeur du détecteur
X
Y
Z
Faisceau perpendiculaire sur les barrettes centrales
Faisceau oblique sur les barrettes externes
Baisse de la qualité De l’image en périphérie
DETECTEURS (principe général)
11
1.5
2.5
5
1.5
2.5
5
Épaisseur de spire 2 mm ppdv 1 mm
Épaisseur de spire 5 mm ppdv 2.5 mm
Épaisseur de spire 10 mmppdv 2.5 mm
Épaisseur de spire 20 mm ppdv 5 mm
DETECTEURS (principe général)
Détecteur multi barrettes symétrique
(Les plus utilisés)16 barrettes
21 888 éléments
32 barrettes 43 776 éléments
64 barrettes 87 552 éléments
16x0.625 mm4x1.25 mm 4x1.25 mm
32x 0.625 mm8x1.25 mm 8x1.25 mm
64x 0.625 mm 16x1.25 mm16x1.25 mm
10 mm ppdv 0.625
20 mm ppdv 1.25
20 mm ppdv 0.625
40 mm ppdv 1.25
40 mm ppdv 0.625
80 mm ppdv 1.25
DETECTEURS (principe général)
z
xy
912 éléments4
x1
.25
mm
4x
1.2
5 m
m
16x
0.6
25 m
m
21 888 éléments
10 mm
20 mm
DETECTEURS (principe général)
z
xy
912 éléments8
x1
.25
mm
8 x
1.2
5 m
m
32 x
0.62
5 m
m
43 776 éléments
20 mm
40 mm
DETECTEURS (principe général)
z
xy
912 éléments1
6x
1.2
5 m
m1
6x
1.2
5 m
m
64x
0.6
25 m
m
87 552 éléments
40 mm
80 mm
MODE D’ACQUISITION
• Mode radio– Non systématique
– Repérage positionnement des coupes d’examen
– L’ensemble tube détecteur reste immobile pendant l’acquisition seule le lit avance
• Mode de face tube au dessus• Mode radio profil tube sur le cote
• Mode hélicoïdale• Rapidité d’acquisition
• L’ensemble tube détecteur continue de tourner alors que le lit avance
• Le faisceau décrit une hélice autours du patient– Acquisition d’un volume
ACQUISITION HELICOIDALE
• Le volume acquit est définie par:– Un point de départ et d’arrivée( point
supérieur et inférieur par apport au zéro (centrage)
– L’ouverture du faisceau selon Z• Largeur de spire
– Le «pitch» ou pas de l’hélice
ACQUISITION HELICOIDALE
Pitch(collimation)
=Avancée du lit
Épaisseur de spire(une ou plusieurs coupes)
Au cours d’une rotation
Exemple avec 10 mm épaisseur de spire
Avancée du lit = 5 mm Pitch = 0.5
Avancée du lit = 10 mm Pitch = 1
Avancée du lit = 20 mm Pitch = 2
ACQUISITION HELICOIDALE
Pitch(detection)
=Avancée du lit
Épaisseur de spire
Au cours d’une rotation
Exemple avec 4 coupes dans 10 mm épaisseur de spire
Avancée du lit = 5 mm Pitch = 2
Avancée du lit = 10 mm Pitch = 4
Avancée du lit = 20 mm Pitch = 8
X Nombre de coupe
ACQUISITION HELICOIDALE
• Quelle que soit la valeurs du pitch ,toutes les régions du volume balayé sont acquises
• (Même si pitch > 1et donc spires non jointives)
ACQUISITION HELICOIDALE
pitch > 1 spires espacées
Peu de mesure dans le volume(peu de signal et reconstruction de mauvaise qualité)
Mais peu de rotations à effectuer pour couvrir un volume donné (temps d’acquisition faible et faible irradiation du patient)
ACQUISITION HELICOIDALE
pitch < 1 spires chevauchées
Beaucoup de mesure dans le volume(Beaucoup de signal et reconstruction de bonne qualité)
Mais Beaucoup de rotations à effectuer pour couvrir un volume donné (temps d’acquisition élevé et
irradiation du patient +++++)
PARAMETRE D’ACQUISITION
• Kilo voltage
• Ampérage et temps d’acquisition
• Champ d’acquisition
• Epaisseur de spire
• Pitch
KILO VOLTAGE
• Acquisition à haute tension: 80 à 140 KV– (DDP au borne du tube)
– Privilégier l’effet Compton dans le patient• (Diffusion des photons X avec ou sans
changement de direction)
– Limiter l’effet photo électrique ( absorption total des photons X)
KILO VOLTAGE• Rayonnement diffusé avec changement
de direction:– Arrêté en partie par les septas des détecteurs– S’il interagit avec le détecteur: flou de diffusion– Arrêté en bord de champ par le collimateur
secondaire
X
KILOVOLTAGE
• Rayonnement diffusé sans changement de direction:– Photons X absorbé par les détecteurs– Participe avec le rayonnement transmis ( qui n’a subit
aucune interaction)à la formation du signal
X
KILO VOLTAGE
Si effet photoélectrique trop présent (KV trop faible):Elément anatomiques à densités élevées non mesurés car le faisceau émergeant est trop faible (trop de photons absorbé par le patient)
Erreur de reconstruction et rapport signal / bruit faible
( osteo-articulaire :haut kilo voltage contrairement à la radiologie conventionnelle)
AMPERAGE ET TEMPS D’ACQUISITION
• Ampérage:courant de chauffage du filament du tube (de 10 à 500 ma
• Temps d’acquisition: Durée de rotation
(de 1 à 0,4 seconde
mA s
Nombre de photons X produitsQuantité de signalm
A s
AMPERAGE ET TEMPS D’ACQUISITION
• mAs choisi en fonction
• De la nature du segment à scannériser
• De la taille de la matrice
• De la dimension du champs d’acquisition
• De l’épaisseur de coupe
1
2
tube
patient
Collimateur primaire
X
Y
Z
Vue ascendante
1 Largeur du champ d’acquisition
2 Epaisseur de spire
EPAISSEUR DE SPIRE
En acquisition mono barretteOuverture selon Z= épaisseur de coupe
En acquisition multi barrettesOuverture selon Z= épaisseur de spire= X coupe
EPAISSEUR DE COUPE• Elle représente la profondeur du voxel
(épaisseur de la «tranche anatomique » scannériser
• Elle est choisie en fonction:– Du contexte clinique(taille de la lésion à chercher)– De la taille du segment à étudier– De la quantité de signal souhaité
voxel
Epaisseur de coupe
Elle joue un rôle important sur la résolution spatial
Elle est a l’origine de l’effet de volume partielle
EPAISSEUR DE COUPEeffet de volume partiel
• C’est la représentation dans la « tranche à scannerisé » de deux structures anatomiques de densités différentes contenues dans le même voxel– A la visualisation en pixels, les densités de ces deux
structures sont moyennées en une seule qui n’a pas de correspondance anatomique
EPAISSEUR DE COUPEeffet de volume partiel
Réduction de l’épaisseur de coupes
EPAISSEUR DE COUPEeffet de volume partiel
Reconstruction en coupes chevauchées
PARAMETRES DE RECONSTRUCTION
• En acquisition hélicoïdal, il faut différencier les paramètres d’acquisition et les paramètres de reconstruction– Paramètres d‘acquisition: définissent la quantité et la
qualité des données brutes du volume exploré– Paramètres de reconstruction: définissent la visualisation
des données brutes du volume exploré(modifications possibles après acquisition)
A savoir1) Champ de reconstruction2) Epaisseur de coupe3) Espace inter coupe4) Filtre de reconstruction5) Matrice
CHAMP DE RECONSTRUCTION• Les images peuvent être reconstruites
avec un champ plus petit que le champ d’acquisition– Interpolation des caractéristiques de
l’image(résolution spatiale,résolution en densité,rapport signal sur bruit) comme si les données brutes avaient été acquises avec la taille du champ de reconstruction
Mais les « vraies » caractéristiques de l’image restent spécifiques à la taille du champ d’acquisition
CHAMP DE RECONSTRUCTION
S 200
I 200
FOV 400
S 50
I 150
FOV 150Dt 50
EPAISSEUR DE COUPE
• Les images peuvent être reconstruites avec des épaisseurs de coupes différentes– Interpolation des caractéristiques d’image
(résolution spatiale, résolution en densité,rapport signal sur bruit)
Mais les « vraies » caractéristiques de l’image restent spécifiques à l’épaisseur de coupe d’acquisition
EPAISSEUR DE COUPE
• Epaisseur de spire de 10 MM
• Détecteur 20X 0,5 MM
EPAISSEUR DE COUPE
Exemple: 20 coupes de 0,5 MM
Exemple: 10 coupes de 1 MM
INCREMENTATION
• C’est l’espace entre le milieu de chaque coupe reconstruite
In
Si In supérieur a l’épaisseur de coupe coupes espacées
Si In inférieur a l’épaisseur de coupe coupes chevauchées
INCREMENTATION
In
In
INCREMENTATION
Epaisseur 0,5 MM
Epaisseur 0,5 MM
Epaisseur 0,25 MM
MATRICE
• Elle est formée de pixels et de voxels, dans lesquelles sont représentés les niveaux de gris correspondant a chaque coefficient d’atténuation calculé
• Le plus souvent 512X512• Choisie en fonction du contexte clinique et
du segment à scannériser• Influe (en relation avec la F.OV.) sur la
résolution spatiale, la résolution en densité et le rapport signal sur bruit
FILTRE DE RECONSTRUCTION
• Introduction à la transformé de FOURIER
• Image » Voie numérique» Voie fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Domaine temporelleDomaine fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Domaine temporelle Domaine fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Domaine temporelle Domaine fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Domaine temporelleDomaine fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Domaine temporelle Domaine fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Domaine temporelle Domaine fréquentielle
FILTRE DE RECONSTRUCTION
Profil d’atténuation
Transformée de Fourier
Détermination des gammes de fréquences
Images filtrées
Filtrage de certaines fréquences
FILTRE DE RECONSTRUCTION
• Il existe différentiels filtres à choisir en fonction de ce que l’on souhaite privilégier en terme de qualité d’image:
• Filtres spatiaux (dits « durs »)
• Filtres en densité (dits « mous »)
• Filtres intermédiaires (dits (standards »)
FILTRE DE RECONSTRUCTION
• Filtres spatiaux (dits « durs »)• Sélection des fréquences élevées• Privilégient la représentation des limites
anatomiques des structures• Résolution spatiale Résolution en densité
• Pour les structures à contraste naturel élevé (os, parenchyme pulmonaire)
FILTRE DE RECONSTRUCTION
• Filtres en densité (dits « mous »)• Elimination des fréquences élevées• Privilégient la discrimination des structures à faible
écart densité• Résolution en densité résolution spatiale
• Pour les régions à faible contraste naturel (abdomen, cerveau)
FILTRE DE RECONSTRUCTION
• Filtres en densité (dits « standard»)
• Compromis entre résolution spatiale et résolution en densité
• Pour les régions contenant à la fois des structures à fort et faible contraste naturel ( thorax: parenchyme et médiastin, rachis injecté )
QUALITE DE L’IMAGE
• Les critères qui définissent la qualité de l’image sont
• La résolution spatiale• La résolution en densité• La résolution temporelle• Le rapport signal sur bruit• Les artefacts
RESOLUTION SPATIALE
• C’est la précision de l’information contenue dans le pixel à la visualisation
• Elle dépends de la taille du voxel et du filtre de reconstruction choisi
• Trois paramètres déterminent la taille du voxel– L’épaisseur de coupe– La taille du champs d’acquisition– La taille de la matrice
RESOLUTION SPATIALE• Pour une même taille de matrice et de champs
– Si épaisseur de coupe résolution spatiale
• Pour une même taille de matrice et d’épaisseur de coupes
– Si F.O.V résolution spatiale
• Pour une même taille de champs et d’épaisseur de coupes
– Taille matrice résolution spatiale
RESOLUTION EN DENSITE
• C’est le pouvoir séparateur, en niveaux de gris, de la matrice
(possibilité de différencier deux structures à faible contraste)
Elle dépends de la profondeur de numérisation( nombre de bit de codage de la matrice), de la
taille du voxel et du filtre de reconstruction choisi
RESOLUTION TEMPORELLE
• C’est le nombre maximum de coupes pouvant être acquises en 1 seconde
• C’est l’atout majeur des scanners multicanaux grâce à l’augmentation:
• Du nombre de canaux de réception– 16 32 64 Bientôt 256
• De la vitesse de rotation– Jusqu’a trois tours par seconde
RESOLUTION TEMPORELLE
• Les technologie les plus avancées permettent:
• 64 coupes de 0.625 MM• 3 coupes par seconde• Soit une couverture de 120 MM par seconde• Application cardiaque
– Mouvement du cœur « figé » synchronisation EEG
RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT
• C’est une valeur qui définies le niveau de qualité d’une image• S/B qualité image • S/B qualité image • Signal: « Vraies information »
– Dépends des Mas,du Kv, du voxel, du Pitch• action manipulateur possible
• Bruit: « Fausses information »
– Constituée principalement du bruit quantique (mauvaise répartition des photons dans le faisceau), du bruit technologique (parasitage du à l’appareillage), du bruit électronique (perturbation dues à la chaîne informatique)
• Pas d’action possible par le manipulateur
RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT
• Variation du rapport S/B en fonction des Mas– Si nb Mas Photons sur détecteur
Beaucoup de signal• Rapport S/B augmente mais irradiation du patient
• Variation du rapport S/B en fonction des Kv– Si nb Kv Photons plus pénétrant
Beaucoup de signal
• Rapport S/B augmente mais irradiation du patient
et flou diffusé
RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT
• Variation du rapport S/B en fonction du pitch– Si pitch Données brutes acquises
Beaucoup de signal
• Rapport S/B augmente mais irradiation du patient
• Variation du rapport S/B en fonction du voxel– Plus les voxels sont grands et plus il y a de signal
par voxel
• Rapport S/B augmente mais resolution spatial
ARTEFACTS
• Ce sont des images reconstruites qui n’existent pas dans l’anatomie du patient(discordance entre la densité réelle et la densité reconstruite)
Volume partiel
Mouvement du patient
Sous échantillonnage ( insuffisance de mesure)