CT - RX
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Scanner Principes et techniques Laurent Hermoye Service de radiologie Machine IRM / CT Imagerie tomographique Atténuation du faisceau Diminution du nombre des photons N = N 0.e μ=σ+τ − μx Atténuation du faisceau Probabilité pour un photon de subir une interaction Compton /unité de matière ρ traversée : σ = k E Probabilité pour un photon de subir un effet photoélectrique /unité de matière traversée : τ = k .Ci ρZ 3 E3 Atténuation du faisceau Contraste Atténuation Profil d’atténuation Le 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 Fourier Transformée de Radon Conditions Le rotor doit nécessairement effectuer une rotation supérieure à 180° autour du patient Le nombre d’échantillons (profils de transmission) acquis doit être supérieur au carré de la matrice de reconstruction Unités Hounsfield μ − μw H = 1000 μw − μa Rotor / stator Lien Anneau de glissement Système électro-optique Générateur Haute tension: 80 à 140 kV Courant haute tension: 10 à 500 mA Puissance: 50 à 60 kW Tube Contraintes thermiques Evacuation de la chaleur Force centrifuge Mise en forme du faisceau Filtrage Lame métallique de faible épaisseur Spectre étroit Collimation Forme du faisceau Fonction de l’épaisseur de coupe Collimation Collimation primaire Forme du faisceau Fonction de l’épaisseur de coupe Collimation secondaire Limite l’effet du rayonnement diffusé Détecteurs Chambre d’ionisation au Xénon Détecteurs solides Inclinaison du statif +/- 25° Sélection du plan de coupe Pas utile en spiralé Acquisition séquentielle Une coupe est acquise à chaque rotation de 360 °, dans un plan de coupe fixe le lit avance pour réaliser la coupe suivante. Cette procédure est répétée coupe après coupe Acquisition spiralée Acquisition hélicoïdale Rotation 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’acquisition Collimation primaire largeur de collimation du faisceau de rayons X à la sortie du tube. épaisseur de coupe Nombre de coupes Temps de rotation Résolution temporelle Jusqu’à 0,4 s / rotation Paramètres d’acquisition Pitch Rapport: pas de l’hélice / collimation du faisceau Paramètres de reconstruction Matrice de reconstruction Filtrage 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’interpolation Mode spiralé 180° linéaire ou 360° linéaire Paramètres de reconstruction Algorithme d’interpolation Multi-barettes Paramètres de reconstruction Incrément de reconstruction chevauchement Paramètres de reconstruction Mode de reconstruction Partiel Complet SNR et contraste SNR et contraste Algorithme d’interpolation SNR (360° linéaire) = 1,4 * SNR (180°linéaire) SNR et contraste Pitch Résolution spatiale Résolution de la coupe Matrice FOV Résolution spatiale Epaisseur de coupe Séquentiel / spiralé Pitch Épaisseur (linéaire 360°) > épaisseur (linéaire 180°) Monocoupe / multicoupe Optimisation Optimisation Epaisseur de coupe Dose Bruit CT: Artefacts Différence entre Le nombre CT de l’image reconstruite Le coefficient d’atténuation de l’objet Image reconstruite a partir d’environ 1.000.000 de mesures Si incohérence Æ artefact Artefacts: 4 groupes Physique Durcissement du faisceau Volume partiel Manque de photons Sous-échantillonage Patient Métal Mouvement Projections incomplètes Artefacts: 4 groupes Scanner Ring artifact Mode hélicoïdal et multi-coupes Artefact hélicoïdal Cone beam Durcissement du faisceau Photons de basse énergie + absorbés que photons de haute énergie Energie moyenne du faisceau augmente après passage dans un objet Cupping artifact « Streaking artifact » et bandes sombres Sections hétérogènes Entre 2 objets dense Pas le même durcissement si le faisceau passe par 1 des objets que par les 2 Diminution du durcissement Filtrage Un matériau métallique élimine les basses énergies Un filtre en « nœud papillon » durcit plus les bords du faisceau, qui vont passer dans les parties les – épaisses du patient Diminution du durcissement Calibration Fantôme Correction Diminution du durcissement Correction software Interface avec les os Algorithme itératif Volume partiel Quand plusieurs tissus sont présents au sein d’un voxel Moyenne dans ce voxel Artefacts Volume partiel Volume partiel Diminution de l’épaisseur de coupe Manque de photons Atténuation + forte quand le faisceau est horizontal Projections bruitées « streaking artifact » Modulation du courant Filtrage adaptatif Filtrage adaptatif multidimensionnel Diminution de l’artefact Sous-échantillonage Nombre de projections utilisées pour reconstruire l’image Si trop faible Æ 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 patient Confort Cales Eventuellement sédation Plus facile qu’en IRM parce que scans courts Mouvement respiratoire Scans courts Apnée Diminution des artefacts Overscan 360°+10° Moyenne Underscan 180° 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 cœur Images cardiaques de mauvaise qualité Risque de confondre avec des lésions dans les structures environnantes On utilise seulement les données acquises pendant une fraction du cycle cardiaque Projection incomplète Quand une structure (bras, tuyau, …) se trouve en-dehors du FOV Apparaît sur certaines projections Ring artifact 1 détecteur est mal calibré Détection 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 rotations Interpolation par filtre en Z Pitch 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 Références Bases 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 variables Période T – fréquence f = 1/T Energie = h.f (keV) Le spectre électromagnétique Production Electrons obtenus en chauffant un filament Accélérés par une tension entre la cathode et l’anode Bombardement de l’anode avec électrons de haute énergie Bremsstrahlung Trajectoire des e- modifiée par le noyau Perte d’énergie cinétique Production d’un rayon X Rayonnement de freinage Bremsstrahlung Rayonnement discontinu « Collision » d’un e- incident avec un e- de la cible Si interaction avec e- d’une couche profonde Æ réagencement électronique Émission de photons Rayonnement de fluorescence Rayonnement discontinu Tube Ampoule Enceinte où règne le vide Verre – métal - céramique Gaine Cylindre de métal doublé de plomb Protection mécanique et électrique Évacuation de la chaleur Protection contre les rayons X de fuite Alimentation du tube Courant de chauffage T° du filament 2 – 8 A 2 – 15 V Courant haute tension (Æ luminosité de l'image) Entre la cathode et l’anode 3 – 5 mA pour la scopie 10 – 1000 mA pour la radio Haute tension (Æ contraste de l’image) Entre la cathode et l’anode 20 à 40 kV pour la mammographie 50 à 150 kV pour la radio conventionnelle Effet Compton Photon incident d’énergie E Interagit avec un électron d’une couche périphérique, lui transfère une énergie Ea le 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 liaison Energie cinétique Atténuation du faisceau Diminution du nombre des photons N = N 0.e μ=σ+τ − μx Atténuation du faisceau Probabilité pour un photon de subir une interaction Compton /unité de matière ρ traversée : σ = k E Probabilité pour un photon de subir un effet photoélectrique /unité de matière traversée : τ = k .Ci ρZ 3 E3 Atténuation du faisceau Contraste Rayonnement diffusé Brouillent l’image radiante Diminuent le contraste Dépend de: Section du faisceau Epaisseur traversée Tension Numéro atomique Filtrage Un filtre doit supprimer les rayons basse énergie Choix des paramètres Tension (kV) Augmentation améliore la pénétration des rayons X la fluence de l'image radiante qualité de l'image I et t Densité photographique est proportionnelle à It t doit être le plus court possible Réglage 3 points: choix des kV, t, et mA Réglage 2 points: choix des kV et des mAs Réglage 1 point: choix des kV Choix des paramètres Basse tension pour un contrast marqué: recherche de corps étrangers dans les parties molles, mammographie, clichés du squelette Haute tension pour un contraste comprimé (cliché pulmonaire avec effacement des côtes, pénétration du médiastin, examens digestifs barytés) Densité radiologiques 4 densités radiologiques fondamentales: Gaz Graisse Eau Métal Agents de contraste: sulfate de baryum (Z=56) non absorbé par la muqueuse digestive pour l'opacification du tube digestif produits iodés hydrosolubles injectables pour l'opacification des vaisseaux, des espaces sous-arachnoïdiens, des cavités urinaires les huiles iodées pour la lymphographie. Film Base transparente Couche de plastique Support à l’émulsion Flexible mais solide Résiste aux distorsions dues à la chaleur du processus de développement Matériau optique uniforme et transparent Polyester Émulsion Sensible aux radiations Gélatine Bromure d’argent Grains d’environ 1μm suspendus dans la gélatine Réseau cristallin cubique + Imperfections Æ ions Ag libres Exposition Énergie lors de l’absorption d’un photon Libère un e- dans le cristal E- bouge dans le cristal jusqu’à ce qu’il soit trappé dans une imperfection Ion Ag+ attiré par l’eAg+ + e- Æ Ag (noir) Ag attirent des e- et des Ag+ La formation d’Ag continue tant que le film est exposé Développement Révélation Fixation Lavage Séchage Image Représente la distribution spatiale des rayons X après le passage à travers le corps Tissus plus dense (os) Absorbe plus Foncé en terme de flux de rayon X Tissus moins dense (poumons) Absorbe moins Clair en terme de flux de rayon X Négatif Sur le film Région peu exposée apparaît foncée (opacité) Région fort exposée apparaît sombre (clarté) Écran renforçateur Couche de cristaux des sels inorganiques Émet de lumière par fluorescence quand elle est excitée par des rayons X Sans écran, seuls 5% des rayons X incidents vont réagir avec l’émulsion Chaque rayon X incident crée plusieurs photons Écran renforçateur Tungstate de calcium ou terres rares Matcher fréquences de l’ampli et du film Rapidité Cassette Film + écran Face antérieure transparente aux rayons X Face postérieure en plomb Grille limite le rayonnement diffusé Contraste et latitude Faisceau de rayons X Puissance = K.I.Z.U2 f + élevée Æ traverse mieux les tissus: rayonnement dur Divergence Æ intensité rayonnée inversement proportionnelle à d2 Agrandissement Rapport d’agrandissement M = l/(l-h) M<2 Téléradiographie: M=1 Déformation Confusion des plans Flou géométrique Flou cinétique Film noir ou très sombre Voile Étanchéité à la lumière de la chambre noire Étanchéité de la cassette (partie du film) Exposition préalable aux rayons X Expositions multiples Trop forte exposition lors de l’acquisition Manque de contraste: film pâle Tension règle le contraste Si tension augmente Æ contraste diminue Tension trop élevée Rayonnement diffusé Combinaison sous-développement et surexposition Artéfacts liés à la grille Si la grille est fixe et ses lamelles sont épaisses Grille mobile Grille à lamelles fines Objets surajoutés ¾ Patient ¾ Table Artefacts liés à l’écran rayures, craquelures petites taches, points ou traits blancs sur le film radiographique même endroit sur le film à chaque fois que la même cassette est utilisée Artefacts liés au film Film plié Artefacts liés au film Electricité statique Chaleur Digital / analogique Source [2] Définitions Bit = 0 ou 1 1 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 à un pixel Radiographie numérique Triple économie Dose Financière Temps Radiographie numérique Détecteurs numériques Détecteurs à balayage Tube intensificateur d’image (caméra) Ecran à mémoire (faisceau laser) Tambour au Sélénium (barrette d’électromètre) Détecteurs plans matriciels Signal détecté point par point sur une matrice active Tube intensificateur d’image Années 60: développement de la radioscopie télévisée Transforme l’image radiante en un signal lumineux puis en signal vidéo qui sera numérisé Amplificateur de luminance Taille de l’écran primaire Compromis entre: Champ d’exploration Encombrement Résolution spatiale Jusqu’à 57 cm Taille des grains luminescents Caméra de télévision Nombre de lignes de balayage de l’image lumineuse (1249 lignes) Nombre l’éléments images transmis par seconde (25 MHz) Compromis Rapport signal/bruit Résolution spatiale Point faible de la chaîne Caméras CCD Tube intensificateur d’image Il fait appel au couple amplificateur de luminance –tube analyseur d’image ou caméra CCD Il est caractérisé principalement par la taille maximale du champ de l’amplificateur Il permet des acquisitions scopiques et graphiques en temps réel et dynamiques Sa résolution spatiale est limitée notamment à grand champ et en périphérie Ses principales indications sont les examens avec contraste (opacifications digestives et urinaires, arthrographies, artériographies) et la radiologie interventionnelle Il sera remplacé à terme par les détecteurs-plan dynamiques. Les écrans à mémoire Computed 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’image Ε Molécules du cristal excitées par rayon X Fluorescence : l'émission lumineuse est instantanée Phosphorescence: l'émission lumineuse est rémanente Æ « écrans au phosphore » Photostimulation Ε Laser En différé Balayage (environ 30 secondes) + manipulation Résolution spatiale limitée par diamètre du faisceau Bonne résolution en contraste: efficacité de détection quantique proche de 100% Réponse à l’exposition Linéaire Grande latitude Calibrage Standardisation de la qualité d'image Les écrans à mémoire Ils 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 malade Ils sont composés d’une structure phospholuminescente permettant 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 lecture Ils couvrent toutes les indications de la radiologie conventionnelle à l’exception des acquisitions dynamiques. Tambours au sélénium Sélénium est un photo-semi-conducteur: L'exposition aux rayons X entraîne la formation de paires électrons-trous charges + 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 balayage Système de conversion à disposition matricielle Conversion électrique directe Conversion indirecte lumineuse Conversion électrique directe Couche de sélénium amorphe: assure la conversion des photons X en électrons (temps de latence) Matrice active: collecte les charge Système de lecture: collecte, amplifie et numérise le signal Conversion indirecte lumineuse Couple scintillateur-photodiode Laser La couche de scintillation génère sous l’action des rayons X des photons lumineux La matrice active, composée de photodiodes, transforme le signal optique en un signal électrique Pas de rémanence Æ résolution temporelle élevée Photodiode Sonnette Conversion indirecte lumineuse Caméra CCD CCD = 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 matriciels une architecture certes statique mais beaucoup moins encombrante que les amplificateurs résolution spatiale bien supérieure et constante en tout point de l’image grande efficacité de détection quantique Æ excellente résolution en contraste à faible dose remplaceront à terme le tube intensificateur d’image et le couple film-écran. Traitement de l’image Filtre spatial Filtre spatial Basses fréquences spatiales = contraste Hautes fréquences spatiales = détails Filtre supprime les basses/hautes fréquences spatiales Affichage Réglage du contraste à l’écran par le choix du centre et de la largeur de la fenêtre Affichage DICOM LiteBox MAGN ETOM Print Management Query/Retrieve Results Management Media Exchange Query/Retrieve, Patient & Study Management Information Management System DICOM Par image: 1 fichier image + header Standard mondial Réussite de la standardisation ??? Header DICOM 0002,0000,File Meta Elements Group Len=194 0002,0002,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=PRIMARY 0008,0016,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=20050126 0008,0030,Study Time=094028 0008,0050,Accession Number=337874 0008,0060,Modality=CR 0008,0070,Manufacturer=Philips Medical Systems 0008,0080,Institution Name=U.C.L St-Luc Bruxelles 0008,0090,Referring Physician's Name=PONCE.Alain.18626077140..Dr Header DICOM 0008,1010,Station Name=didi1 0008,0100,Code Value=THORFP 0008,0104,Code Meaning=Thorax face-profil 0008,1040,Institutional Dept. Name=Radiologie 0008,1090,Manufacturer's Model Name=digital DIAGNOST 0010,0010,Patient's Name=ANCI.JACQUES 0010,0020,Patient ID=L75121S 0010,0030,Patient Date of Birth=19420410 0010,0040,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]=1800.000 0018,1150,Exposure Time [ms]=9 Header DICOM 0018,1152,Acquisition Device Processing Description=8242 0018,1160,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=20050121 0018,5020,Processing Function=6000.16929.0.2147.2295.10050.30000.30000.30000 0018,5101,View Position=PA 0018,6000,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=1 0020,0020,Patient Orientation=L\F 0028,0002,Samples Per Pixel=1 0028,0004,Photometric Interpretation=MONOCHROME1 Header DICOM 0028,0010,Rows=2448 0028,0011,Columns=2525 0028,0100,Bits Allocated=16 0028,1050,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 Radioscopie 1. 2. 3. 4. Radiographie <-> radioscopie Photographie <-> cinéma Observer des mouvements d'organes internes (trachée) et/ou le cheminement d'un produit de contraste (déglutition, transit baryté ...) Assister un geste d'intervention sur un patient (Radiologie interventionnelle : cathétérisme, dilatation d'une sténose, ponction assistée) Obtenir une image instantanément lorsque le temps est un facteur important (réduction de fracture, visualisation du produit de contraste lors de myélographie) Aide au positionnement Radioscopie Intensité du faisceau de rayons X est bien plus réduite (environ 100 fois plus faible) mais est étalée sur une plus grande durée Pour le patient et le personnel Pour le tube radiogène Diminution de la qualité de l’image Augmentation significative du bruit, qui s'observe par la scintillation et la granularité de l'image. Contraste inversé par rapport à une radio Les zones lumineuses de la fenêtre de sortie correspondent à des plages de rayons X Radiologie interventionnelle Chimio-embolisation Traitement RF Alcoolisation Embolisation des anomalies vasculaires Anévrysmes cérébraux Références Bases physiques des rayons X - CERF 2001 Solacroup, Boyer, Le Marec, Schouman Claeys (www.imagemed.org)
