UE 2 – Biopathologie C. Revel Bases du contraste images

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UE 2 – Biopathologie
C. Revel
Date : 19/10/15 Plage horaire : 8h30 10h30
Promo : P2 2015/2016 Enseignant : C.Revel
Ronéistes : Pawak PURAHOO
Anne ROBERT
Bases du contraste images
Objectif du cours :
- Se familiariser avec les termes employés en imagerie médicale afin de caractériser le matériel
d’acquisition et de reconstruction à travers un exemple concret : update d’un PET/CT.
- Etude d'un appareil simple d'imagerie : l'échographie (non traitée cette année !)
I. Définitions et Principes
1) Uniformité
2) Champ de vue
3) La fonction de dispersion linéique (fonction d'étalement de point) et
largeur à mi-hauteur (FWHM)
4) Transfert = Convolution
5) Technique de reconstruction d'image
6) Résolution spatiale
7) Contraste
8) Bruit
II. L'Echographie
1) Généralités
2) Effet piézo-électrique
3) Modulation de la fréquence des ultrasons
4) Le gel
5) Traitement du signal
6) Visualisation des images
7) Avantages
8) Inconvénients
9) Principales indications

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I. Définitions et Principes
1) Uniformité
On peut voir sur le schéma un pet-scan, avec
sa couronne de détection. Le pet scan est une
imagerie gamma avec une émission par
positon. Un positon est émis dans la matière
où il rencontre un électron donnant lieu à une
réaction matière-anti matière (rond rouge sur
le schéma). Ils vont s'annihiler en créant de
l'énergie sous la forme de deux rayons
gamma, distants de 180° (en rouge). Les deux
rayons gamma émis seront détectés par la
couronne de détection.
En ce qui concerne le cristal de scintillation :
le photon rentre dans le cristal en parcourant
une distance durant laquelle son énergie se
convertit en lumière : c'est la scintillation. On
voit alors un signal lumineux.
Il y a deux cas de figure :
- Soit le photon arrive parallèle au rectangle de scintillation (premier schéma) dans lequel il va
scintiller. Quand le photon vient du centre de la FOV (champ de vue que l'on verra plus tard), la
ligne de réponse (LOR, en noir) a des chances d'être correctement localisée dans le cristal (premier
schéma, là où la ligne noir et rouge se superpose).
- Soit le photon arrive « oblique » (deuxième schéma) si on s’éloigne du centre (FOV). Il traverse
alors plusieurs autres détecteurs avant d'atteindre celui qu'il activera. Il y a une distance entre le
parcours du photon et la LOR car ce dernier percute le cristal de manière non orthogonale. La LOR
va être certainement calculée un peu moins correctement (deuxième schéma, la ligne noire et rouge
ne se superposent pas), il y a donc une marge d'erreur à cause de l'angulation, erreur qui va être
source d’un flou, d’une mauvaise résolution de l’appareil.
2) Champ de vue
La FOV (Field Of View) est le champ de vue
(= champ de l'image). Il existe deux types de
FOV : la FOV transverse ou la FOV axiale
le long du corps du patient. Il existe des tailles
de détecteurs différents, petits (à gauche sur le
schéma) ou élargis (à droite sur le schéma).
On peut voir qu'il faudra moins de part pour
faire la même distance avec un détecteur
élargi plutôt qu'un petit.

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Acquisition en 7 parts Acquisition en 5 parts (plus rapide)
3) La fonction de dispersion linéique (fonction d'étalement de point) et
largeur à mi hauteur (FWHM)
FDL = Fonction d'étalement du point = PSF (Point Spread Function)
Le PSF décrit une réponse d'un système d'imagerie d'un point source ou d'un point objet.
Quand le photon percute de manière orthogonale le cristal, on va avoir une fonction d’étalement des
points (PSF) qui va modifier l’image de l’objet réel.
Une PSF dont le photon arrive bien droit (parallèle au cristal) sera harmonieuse tandis qu'une PSF
dont le photon arrive avec une angulation est disharmonieux. De plus, elle nous informe sur
l'orientation du photon arrivant au cristal et peut donc permettre de déterminer la marge d'erreur
entre la LOR et l'arrivé réel du photon (cf. uniformité).
Un système qui connait la réponse d’un point source de n’importe où du champ de vue, peut utiliser
cette information pour retrouver la forme originale de l’image, de l’objet qui a été imagé. Les PSF
sont utilisées avec précision dans les instruments d'imageries comme le microscope,
l'ophtalmologie, l'astronomie, en faisant une correction géométrique de l'image finale (obtenir une
image nette).
Si l'image d'un point donne un point (pour un système d'imagerie parfait), ce que l'on voit

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correspondra à la réalité. Cependant il existe toujours des imprécisions, raison pour laquelle
certaines photos sont floues.
Explications : On va avoir une courbe un peu gaussienne qui correspond au système d’imagerie.
Quand il y aura une impulsion, on aura une courbe. Quand il y aura deux points (deux impulsions),
on aura deux courbes superposées. Du coup, il est difficile de voir qu’il s’agit de deux points
séparés l’un de l’autre ; et c’est cela qui fait la résolution d’un système d’image, d’où la largeur à
mi-hauteur.
La PSF influe donc directement la résolution de l'appareil d'imagerie, caractérisée entre autres
par sa largeur à mi hauteur (FWHM). Cette dernière permet de comparer les appareils d'imagerie
entre eux : plus la largeur à mi hauteur de la PSF est fine, étroite, plus l'appareil est performant.
Une largeur à mi-hauteur (ou LMH) (sous-entendu du maximum du pic), en anglais Full Width at
Half Maximum abrégée en FWHM, est une expression de l'amplitude d'une fonction, donnée par la
différence entre les deux valeurs extrêmes de la variable indépendante pour lesquelles la variable
dépendante est égale à la moitié de sa valeur maximale.
4) Transfert = Convolution
C’est une formule universelle.
L’image est un objet dans lequel on a appliqué une fonction de transfert (qui déforme l’objet pour
en rendre une photo). La FDL va caractériser cette FT.
FT=FDL ou FTP Fonction de dispersion linéique
Lorsque le système d'imagerie est considéré linéaire et invariant, l'effet de la PSF est décrit par une
opération de convolution sur les données réelles.
La PSF est alors l'équivalent bidimensionnel de la réponse impulsionnelle utilisée en traitement du
signal. Cela a pour effet un « étalement » du point lumineux, considéré comme un défaut.
A chaque acquisition, l'instrument introduit une dégradation de l'image : la FTP.
Cette FTP est connue car elle est spécifique à la machine. On peut alors l’utiliser pour des
opérations de déconvolution qui permettent de renverser le processus.
En d’autres mots, si on connait cette fonction de transfert FT, on peut essayer d’avoir une meilleure

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vision de l’objet réel, et donc améliorer la résolution du système d’imagerie.
Ainsi on pourra faire une fonction de déconvolution pour rétablir le point et se rapprocher le plus de
l'image réelle.
Photo bleue du bas, côté droit : le photon est à l’extérieur du FOV, le système d’imagerie détecte
autre chose (courbe orange). À partir de chaque endroit, tout a été calculé pour savoir d’où vient
l’image native. Il va alors pouvoir corriger l’erreur car on lui a « appris » que, lorsque l’on a une
certaine image, le photon vient d’une certaine manière.
Diapo de droite : au niveau du petit carré noir, nous sommes dans le champ de vue et plus on va
vers la périphérie, plus l’image devient floue dû à la marge d’erreur (without HD PET).
La fonction linéique étant connue à chaque endroit, chaque point devient un point et on aura donc
une uniformité du champ de vue. (With HD PET)
Le but des ingénieurs est alors de définir le plus précisément possible la FTP de chaque appareil de
détection.
Exemple : Dans la HD-TEP, la technique de déconvolution a progressé : l'appareil ne considère
plus les points comme tout au centre, mais prend en compte la périphérie et donc les divers
angles d'attaques.
Cela a augmenté la qualité de l'imagerie et l'uniformité, on arrive à avoir des images plus précises.
Graphique : la largueur à mi-hauteur caractérise la résolution. Plus on s’éloigne du centre de
résolution, plus on perd en résolution.
On part d’une résolution de 4mm à 6mm en bord de champ avec la TEP sans HD (courbe noire)
Avec la HD TEP on a une résolution constante e 2mm. (On augmente par trois la résolution.)
D’où une amélioration significative de la résolution en TEP-HD.