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Scanner
Principes et techniquesLaurent Hermoye
Service de radiologie
Machine
IRM / CT
Imagerie tomographique
Atténuation du faisceau
Diminution du nombre des photons
μ = σ + τ
xeNN μ−= .0
Atténuation du faisceau
Probabilité pour un photon de subir une interaction Compton /unité de matière traversée : Probabilité pour un photon de subir un effet photoélectrique /unité de matière traversée :
Ek ρσ =
3
3.
EZCk i
ρτ =
Atténuation du faisceau
Contraste
Atténuation
Profil d’atténuationLe profil d’atténuation ou projection correspond à l’ensemble des signaux électriques fourni par la totalité des détecteurs pour un angle de rotation donné. Un mouvement de rotation autour du grand axe de l’objet à examiner permet d’enregistrer une série de profils d’atténuation résultants de la traversée de la même coupe selon différents angles de rotation
Reconstruction
On reconstruit la coupe à partir de ses projections
Transformée de FourierTransformée de Radon
Conditions
Le rotor doit nécessairement effectuer une rotation supérieure à 180° autour du patientLe nombre d’échantillons (profils de transmission) acquis doit être supérieur au carré de la matrice de reconstruction
Unités Hounsfield
aw
wHμμμμ−−
=1000
Rotor / stator
LienAnneau de glissementSystème électro-optique
Générateur
Haute tension: 80 à 140 kVCourant haute tension: 10 à 500 mAPuissance: 50 à 60 kWTube
Contraintes thermiquesEvacuation de la chaleurForce centrifuge
Mise en forme du faisceau
FiltrageLame métallique de faible épaisseurSpectre étroit
CollimationForme du faisceauFonction de l’épaisseur de coupe
Collimation
Collimation primaireForme du faisceauFonction de l’épaisseur de coupe
Collimation secondaire
Limite l’effet du rayonnement diffusé
Détecteurs
Chambre d’ionisation au XénonDétecteurs solides
Inclinaison du statif
+/- 25°Sélection du plan de coupePas utile en spiralé
Acquisition séquentielle
Une coupe est acquise à chaque rotation de 360 °, dans un plan de coupe fixele lit avance pour réaliser la coupe suivante. Cette procédure est répétée coupe après coupe
Acquisition spiraléeAcquisition hélicoïdaleRotation continue du tube autour du lit en déplacement pendant l’acquisition des données brutes.Tube décrit autour du patient une figure géométrique à type d’hélice.0,5 seconde/360°
Monocoupe / multicoupe
Multicoupes
40 x .625 mm, 32 x 1.23 mm, 16 x 2.5 mm
Effet de cône
Géométrie des détecteurs
Position des coupes
Mode « radio »
Paramètres d’acquisitionCollimation primaire
largeur de collimation du faisceau de rayons X à la sortie du tube.épaisseur de coupeNombre de coupes
Temps de rotationRésolution temporelleJusqu’à 0,4 s / rotation
Paramètres d’acquisitionPitch
Rapport: pas de l’hélice / collimation du faisceau
Paramètres de reconstruction
Matrice de reconstructionFiltrage des profils d’atténuation recueillis
F élevée -> filtres « durs » -> limites anatomiques (+ bruit)F basse -> filtres « mous » -> structures à faible écart de densité
Paramètres de reconstruction
Algorithme d’interpolationMode spiralé180° linéaire ou 360° linéaire
Paramètres de reconstruction
Algorithme d’interpolationMulti-barettes
Paramètres de reconstruction
Incrément de reconstructionchevauchement
Paramètres de reconstruction
Mode de reconstructionPartielComplet
SNR et contraste
SNR et contraste
Algorithme d’interpolationSNR (360° linéaire) = 1,4 * SNR (180°linéaire)
SNR et contraste
Pitch
Résolution spatiale
Résolution de la coupeMatriceFOV
Résolution spatialeEpaisseur de coupe
Séquentiel / spiraléPitchÉpaisseur (linéaire 360°) > épaisseur (linéaire 180°)Monocoupe / multicoupe
Optimisation
OptimisationEpaisseur de coupeDoseBruit
CT: Artefacts
Différence entreLe nombre CT de l’image reconstruiteLe coefficient d’atténuation de l’objet
Image reconstruite a partir d’environ 1.000.000 de mesures
Si incohérence artefact
Artefacts: 4 groupesPhysique
Durcissement du faisceauVolume partielManque de photonsSous-échantillonage
PatientMétalMouvementProjections incomplètes
Artefacts: 4 groupes
ScannerRing artifact
Mode hélicoïdal et multi-coupesArtefact hélicoïdalCone beam
Durcissement du faisceau
Photons de basse énergie + absorbés que photons de haute énergieEnergie moyenne du faisceau augmente après passage dans un objet
Cupping artifact
« Streaking artifact » et bandes sombres
Sections hétérogènesEntre 2 objets densePas le même durcissement si le faisceau passe par 1 des objets que par les 2
Diminution du durcissement
FiltrageUn matériau métallique élimine les basses énergiesUn filtre en « nœud papillon » durcit plus les bords du faisceau, qui vont passer dans les parties les – épaisses du patient
Diminution du durcissement
CalibrationFantômeCorrection
Diminution du durcissement
Correction softwareInterface avec les osAlgorithme itératif
Volume partiel
Quand plusieurs tissus sont présents au sein d’un voxelMoyenne dans ce voxelArtefacts
Volume partiel
Volume partiel
Diminution de l’épaisseur de coupe
Manque de photons
Atténuation + forte quand le faisceau est horizontalProjections bruitées« streaking artifact »
Modulation du courant
Filtrage adaptatif
Filtrage adaptatif multi-dimensionnel
Diminution de l’artefact
Sous-échantillonage
Nombre de projections utilisées pour reconstruire l’imageSi trop faible aliasing
Artefact métallique
Densité du métal au-delà de la gamme admise
Correction software
Technique d’interpolation pour remplacer les valeurs extrêmes
Mouvements volontaires
Information au patientConfortCalesEventuellement sédationPlus facile qu’en IRM parce que scans courts
Mouvement respiratoire
Scans courtsApnée
Diminution des artefacts
Overscan360°+10°Moyenne
Underscan180°Perte de résolution spatiale
Correction software
On diminue le poids du début et de la fin de la rotation
Synchronisation cardiaque
Artefacts du au mouvements du cœurImages cardiaques de mauvaise qualitéRisque de confondre avec des lésions dans les structures environnantesOn utilise seulement les données acquises pendant une fraction du cycle cardiaque
Projection incomplète
Quand une structure (bras, tuyau, …) se trouve en-dehors du FOVApparaît sur certaines projections
Ring artifact
1 détecteur est mal calibréDétection automatique
Mode hélicoïdal
L’algorithme de reconstruction peut créer des artefacts
Artefact hélicoïdal
Variation rapide de l’anatomie dans la direction z
Artefact hélicoïdal
Artefact hélicoïdal sur scanner multi-barrettes
Plusieurs rangées de détecteur passent par le plan de reconstruction pendant les rotationsInterpolation par filtre en ZPitch non entier (3,5)
Cone beam artifact
Sur scanner multi-barettes
Cone beam artifact
Correction
Algorithme de reconstruction corrige l’effet de cône
4 16 16 + corr
CT: Applications avancées
Perfusion
Reconstruction 3D
PET/CT
CT cardiaque
Real-time CT
Virtual colonography
RéférencesBases physiques des rayons X - CERF 2001 -Solacroup, Boyer, Le Marec, Schouman, Claeys(www.imagemed.org)Enseignement du DES Radiologie et Imagerie Médicale - Scanographie à rayons X – Itzcovitz, Dormont (www.imagemed.org)J.F. Barrett, N. Keat. Artifacts in CT: recognition and avoidance. RadioGraphics 2004; 24:1679–1691
Radiologie conventionnelle
Onde électromagnétique
Champ électrique et champ magnétique variablesPériode T – fréquence f = 1/TEnergie = h.f (keV)
Le spectre électromagnétique
Production
Electrons obtenus en chauffant un filamentAccélérés par une tension entre la cathode et l’anodeBombardement de l’anode avec électrons de haute énergie
Bremsstrahlung
Trajectoire des e- modifiée par le noyauPerte d’énergie cinétiqueProduction d’un rayon XRayonnement de freinage
Bremsstrahlung
Rayonnement discontinu
« Collision » d’un e- incident avec un e- de la cibleSi interaction avec e- d’une couche profonde réagencement électroniqueÉmission de photonsRayonnement de fluorescence
Rayonnement discontinu
TubeAmpoule
Enceinte où règne le videVerre – métal - céramique
GaineCylindre de métal doublé de plombProtection mécanique et électriqueÉvacuation de la chaleurProtection contre les rayons X de fuite
Alimentation du tubeCourant de chauffage
T° du filament2 – 8 A2 – 15 V
Courant haute tension ( luminosité de l'image)Entre la cathode et l’anode3 – 5 mA pour la scopie10 – 1000 mA pour la radio
Haute tension ( contraste de l’image)Entre la cathode et l’anode20 à 40 kV pour la mammographie50 à 150 kV pour la radio conventionnelle
Effet ComptonPhoton incident d’énergie EInteragit avec un électron d’une couche périphérique, lui transfère une énergie Eale reste de l'énergie Es est emportée sous la forme d'un photon diffusé appelé photon Compton.
Effet photoélectrique
Arrachement d'un électron de la couche profonde d'un atome.Energie du photon incident
Energie de liaisonEnergie cinétique
Atténuation du faisceau
Diminution du nombre des photons
μ = σ + τ
xeNN μ−= .0
Atténuation du faisceau
Probabilité pour un photon de subir une interaction Compton /unité de matière traversée : Probabilité pour un photon de subir un effet photoélectrique /unité de matière traversée :
Ek ρσ =
3
3.
EZCk i
ρτ =
Atténuation du faisceau
Contraste
Rayonnement diffusé
Brouillent l’image radianteDiminuent le contrasteDépend de:
Section du faisceauEpaisseur traverséeTensionNuméro atomique
Filtrage
Un filtre doit supprimer les rayons basse énergie
Choix des paramètresTension (kV)
Augmentation améliore la pénétration des rayons Xla fluence de l'image radiantequalité de l'image
I et tDensité photographique est proportionnelle à Itt doit être le plus court possible
Réglage 3 points: choix des kV, t, et mARéglage 2 points: choix des kV et des mAsRéglage 1 point: choix des kV
Choix des paramètresBasse tension pour un contrast marqué: recherche de corps étrangers dans les parties molles, mammographie, clichés du squeletteHaute tension pour un contraste comprimé (cliché pulmonaire avec effacement des côtes, pénétration du médiastin, examens digestifs barytés)
Densité radiologiques4 densités radiologiques fondamentales:
GazGraisseEauMétal
Agents de contraste:sulfate de baryum (Z=56) non absorbé par la muqueuse digestive pour l'opacification du tube digestifproduits iodés hydrosolubles injectables pour l'opacification des vaisseaux, des espaces sous-arachnoïdiens, des cavités urinairesles huiles iodées pour la lymphographie.
Film
Base transparente
Couche de plastiqueSupport à l’émulsion
Flexible mais solideRésiste aux distorsions dues à la chaleur du processus de développementMatériau optique uniforme et transparent
Polyester
ÉmulsionSensible aux radiationsGélatineBromure d’argent
Grains d’environ 1μm suspendus dans la gélatineRéseau cristallin cubiqueImperfections ions Ag+ libres
ExpositionÉnergie lors de l’absorption d’un photonLibère un e- dans le cristalE- bouge dans le cristal jusqu’à ce qu’il soit trappé dans une imperfectionIon Ag+ attiré par l’e-
Ag+ + e- Ag (noir)Ag attirent des e- et des Ag+
La formation d’Ag continue tant que le film est exposé
Développement
RévélationFixationLavageSéchage
ImageReprésente la distribution spatiale des rayons X après le passage à travers le corpsTissus plus dense (os)
Absorbe plusFoncé en terme de flux de rayon X
Tissus moins dense (poumons)Absorbe moinsClair en terme de flux de rayon X
NégatifSur le film
Région peu exposée apparaît foncée (opacité)Région fort exposée apparaît sombre (clarté)
Écran renforçateur
Couche de cristaux des sels inorganiquesÉmet de lumière par fluorescence quand elle est excitée par des rayons XSans écran, seuls 5% des rayons X incidents vont réagir avec l’émulsionChaque rayon X incident crée plusieurs photons
Écran renforçateur
Tungstate de calcium ou terres raresMatcher fréquences de l’ampli et du filmRapidité
Cassette
Film + écranFace antérieure transparente aux rayons XFace postérieure en plombGrille limite le rayonnement diffusé
Contraste et latitude
Faisceau de rayons XPuissance = K.I.Z.U2
f + élevée traverse mieux les tissus: rayonnement durDivergence intensité rayonnée inversement proportionnelle à d2
Agrandissement
Rapport d’agrandissement M = l/(l-h)M < 2Téléradiographie: M=1
Déformation
Confusion des plans
Flou géométrique
Flou cinétique
Film noir ou très sombre
VoileÉtanchéité à la lumière de la chambre noireÉtanchéité de la cassette (partie du film)Exposition préalable aux rayons XExpositions multiples
Trop forte exposition lors de l’acquisition
Manque de contraste: film pâle
Tension règle le contrasteSi tension augmente contraste diminueTension trop élevée
Rayonnement diffuséCombinaison sous-développement et surexposition
Artéfacts liés à la grille
Si la grille est fixe et ses lamelles sont épaissesGrille mobileGrille à lamelles fines
Objets surajoutésPatient
Table
Artefacts liés à l’écran
rayures, craquelurespetites taches, points ou traits blancs sur le film radiographiquemême endroit sur le film à chaque fois que la même cassette est utilisée
Artefacts liés au film
Film plié
Artefacts liés au filmElectricité statique
Chaleur
Digital / analogique
Source [2]
DéfinitionsBit = 0 ou 11 nombre binaire = ensemble de bits (par exemple 0111)1 byte = 8 bits (par exemple 01011100)L’image numérique est
Échantillonée : matrice de pixels (par ex. 512 * 512)Quantifiée : l’intensité dans chaque pixel ne peut prendre qu’un nombre fini de valeurs (par exemple 0, 1, 2, …, 254, 255)Codeé : la valeur de l’intensité est représenté par un nombre binaire ( par exemple 4 = 00000100)
Voxel = petit volume du corps du patient correspondant àun pixel
Radiographie numérique
Triple économieDoseFinancièreTemps
Radiographie numérique
Détecteurs numériques
Détecteurs à balayageTube intensificateur d’image (caméra)Ecran à mémoire (faisceau laser)Tambour au Sélénium (barrette d’électromètre)
Détecteurs plans matricielsSignal détecté point par point sur une matrice active
Tube intensificateur d’imageAnnées 60: développement de la radioscopie téléviséeTransforme l’image radiante en un signal lumineux puis en signal vidéo qui sera numérisé
Amplificateur de luminance
Taille de l’écran primaireCompromis entre:
Champ d’explorationEncombrementRésolution spatiale
Jusqu’à 57 cmTaille des grains luminescents
Caméra de télévisionNombre de lignes de balayage de l’image lumineuse (1249 lignes)Nombre l’éléments images transmis par seconde (25 MHz)Compromis
Rapport signal/bruitRésolution spatiale
Point faible de la chaîneCaméras CCD
Tube intensificateur d’imageIl fait appel au couple amplificateur de luminance –tube analyseur d’image ou caméra CCDIl est caractérisé principalement par la taille maximale du champ de l’amplificateurIl permet des acquisitions scopiques et graphiques en temps réel et dynamiquesSa résolution spatiale est limitée notamment à grand champ et enpériphérieSes principales indications sont les examens avec contraste (opacifications digestives et urinaires, arthrographies, artériographies) et la radiologie interventionnelleIl sera remplacé à terme par les détecteurs-plan dynamiques.
Les écrans à mémoireComputed radiography (CR)cassette contient un écran dit "écran à mémoire" qui remplace le couple film-écran traditionnel et va recueillir une image latente.
Formation de l’imageMolécules du cristal excitées par rayon XFluorescence : l'émission lumineuse est instantanéePhosphorescence: l'émission lumineuse est rémanente
« écrans au phosphore »
Ε
Photostimulation
Ε
Laser
En différéBalayage (environ 30 secondes) + manipulationRésolution spatiale limitée par diamètre du faisceauBonne résolution en contraste: efficacité de détection quantique proche de 100%
Réponse à l’expositionLinéaireGrande latitudeCalibrageStandardisation de la qualité d'image
Les écrans à mémoireIls permettent une acquisition numérique à l’aide de cassettes mobiles, de taille identique à celles des cassettes analogiques et utilisables sur toutes les tables de radiologie ainsi qu’au lit du maladeIls sont composés d’une structure phospholuminescentepermettant d’obtenir une image latente lors de l’exposition aux RX.Le recueil de l’information est obtenu dans un deuxième temps par photostimulation au laser au sein d’une unité de lectureIls couvrent toutes les indications de la radiologie conventionnelle à l’exception des acquisitions dynamiques.
Tambours au séléniumSélénium est un photo-semi-conducteur: L'exposition aux rayons X entraîne la formation de paires électrons-trouscharges + déposées sur le sélénium.électrons-trous vont neutraliser partiellement les charges + Charges résiduelles = image latente
Lecture
Image obtenue 10 s après exposition
Détecteurs plans matriciels
Pas de balayageSystème de conversion à disposition matricielle
Conversion électrique directeConversion indirecte lumineuse
Conversion électrique directeCouche de sélénium amorphe: assure la conversion des photons X en électrons (temps de latence)Matrice active: collecte les chargeSystème de lecture: collecte, amplifie et numérise le signal
Conversion indirecte lumineuseCouple scintillateur-photodiode
La couche de scintillation génère sous l’action des rayons X desphotons lumineuxLa matrice active, composée de photodiodes, transforme le signaloptique en un signal électriquePas de rémanence résolution temporelle élevée
Laser Photodiode
Sonnette
Conversion indirecte lumineuse
Caméra CCDCCD = Charge Coupled Device
Matrice de photosites qui produisent des électrons quand il reçoivent des photons
L’écran de scintillation est relié à plusieurs caméras CCD
Détecteurs plans matricielsune architecture certes statique mais beaucoup moins encombrante que les amplificateursrésolution spatiale bien supérieure et constante en tout point de l’imagegrande efficacité de détection quantique excellente résolution en contraste à faible doseremplaceront à terme le tube intensificateurd’image et le couple film-écran.
Traitement de l’image
Filtre spatial
Filtre spatialBasses fréquences spatiales = contrasteHautes fréquences spatiales = détailsFiltre supprime les basses/hautes fréquences spatiales
AffichageRéglage du contraste à l’écran par le choix du centre et de la largeur de la fenêtre
Affichage
DICOM
MAGN
ETOM
Information Management System
Query/Retrieve, Patient & Study ManagementQuery/Retrieve, Patient & Study Management
Query/RetrieveQuery/RetrieveResults ManagementResults Management
Print ManagementPrint Management
LiteBox
Media ExchangeMedia Exchange
DICOM
Par image:1 fichier image + header
Standard mondialRéussite de la standardisation ???
Header DICOM0002,0000,File Meta Elements Group Len=1940002,0002,Media Storage SOP Class UID=1.2.840.10008.5.1.4.1.1.1.0002,0003,Media Storage SOP Inst
UID=1.3.46.670589.26.400036.4.20050126.94057.2599.0.0008,0008,Image Type=PRIMARY0008,0016,SOP Class UID=1.2.840.10008.5.1.4.1.1.1.0008,0018,SOP Instance UID=1.3.46.670589.26.400036.4.20050126.94057.2599.0.0008,0020,Study Date=200501260008,0030,Study Time=0940280008,0050,Accession Number=3378740008,0060,Modality=CR0008,0070,Manufacturer=Philips Medical Systems 0008,0080,Institution Name=U.C.L St-Luc Bruxelles0008,0090,Referring Physician's Name=PONCE.Alain.18626077140..Dr
Header DICOM0008,1010,Station Name=didi1 0008,0100,Code Value=THORFP0008,0104,Code Meaning=Thorax face-profil0008,1040,Institutional Dept. Name=Radiologie0008,1090,Manufacturer's Model Name=digital DIAGNOST0010,0010,Patient's Name=ANCI.JACQUES0010,0020,Patient ID=L75121S 0010,0030,Patient Date of Birth=194204100010,0040,Patient Sex=M 0018,0015,Body Part Examined=CHEST 0018,0060,KVP [Peak KV]=117.000 0018,1000,Device Serial Number=04.00.036 0018,1020,Software Version=Version 1.4 0018,1110,Distance Source to Detector [mm]=1800.0000018,1150,Exposure Time [ms]=9
Header DICOM0018,1152,Acquisition Device Processing Description=82420018,1160,Filter Type=0mmAl 0018,1164,Imager Pixel Spacing=0.143\0.143 0018,1190,Focal Spot[s]=0.000 0018,1200,Date of Last Calibration=200501210018,5020,Processing Function=6000.16929.0.2147.2295.10050.30000.30000.300000018,5101,View Position=PA0018,6000,Sensitivity=320.000 0020,000D,Study Instance
UID=1.2.250.1.38.2.1.12.5504139343233.20050126093645.68975023.0020,000E,Series Instance UID=1.3.46.670589.26.400036.2.20050126.94026.2599.0020,0010,Study ID=L75121S20050126 0020,0011,Series Number=10020,0020,Patient Orientation=L\F 0028,0002,Samples Per Pixel=10028,0004,Photometric Interpretation=MONOCHROME1
Header DICOM0028,0010,Rows=24480028,0011,Columns=25250028,0100,Bits Allocated=160028,1050,Window Center=15000.000 0028,1051,Window Width=30000.000 0038,0500,?=HOSPITALISE 0040,0254,?=Thorax face-profil
Incidence
Incidence de face
Incidence oblique
Incidence descendante
RadioscopieRadiographie <-> radioscopiePhotographie <-> cinéma
1. Observer des mouvements d'organes internes (trachée) et/ou le cheminement d'un produit de contraste (déglutition, transit baryté ...)
2. Assister un geste d'intervention sur un patient (Radiologie interventionnelle : cathétérisme, dilatation d'une sténose, ponction assistée)
3. Obtenir une image instantanément lorsque le temps est un facteurimportant (réduction de fracture, visualisation du produit de contraste lors de myélographie)
4. Aide au positionnement
RadioscopieIntensité du faisceau de rayons X est bien plus réduite (environ100 fois plus faible) mais est étalée sur une plus grande durée
Pour le patient et le personnelPour le tube radiogène
Diminution de la qualité de l’imageAugmentation significative du bruit, qui s'observe par la scintillation et la granularité de l'image.
Contraste inversé par rapport à une radioLes zones lumineuses de la fenêtre de sortie correspondent à desplages de rayons X
Radiologie interventionnelle
Chimio-embolisationTraitement RFAlcoolisationEmbolisation des anomalies vasculairesAnévrysmes cérébraux
RéférencesBases physiques des rayons X - CERF 2001 -Solacroup, Boyer, Le Marec, Schouman Claeys (www.imagemed.org)