Images Médicales 3D: Tomographie et

Images Médicales 3D:
Tomographie et Echographie
3D
Jean-Marie Rocchisani
ENSTA 2006
1
Tomographie et Echographie 3D
L'échographie est une modalité de l'imagerie
médicale
L'échographie fournit des images de coupe
(tomographique) d'un organe
L'échographie 3D est une extension de
l'échographie classique 2D
L'échographie repose sur l'utilisation des
ultra-sons
2
1
Plan
Imagerie médicale et tomographie
les modalités d'imagerie
La tomographie en imagerie médicale
L'échographie 2D
Principes de l'échographie
L'échographie 3D:
motivations
Les dispositifs d'acquisition
le traitement des images
applications
3
Plan
Imagerie médicale et tomographie
les modalités d'imagerie (Généralités)
La tomographie en imagerie médicale
Scanner X
Tomographie d'émission
IRM
Echographie
La reconstruction tomographique
L'échographie 2D
L'échographie 3D:
4
2
Les modalités d'imagerie
médicale
L'image médicale est une représentation sur
un plan projectif ou sectionnel d'un
paramètre physique ou physico-chimique
Procédés physiques:
Rayons X (radiologie, tomodensitométrie)
L'émission de rayonnement par des particules
radioactives (médecine nucléaire)
Le magnétisme des noyaux de proton(imagerie
par résonance magnétique)
Les ultrasons (ultrasonographie ou échographie)
5
Que faut-il voir à l'intérieur du corps
humain
La morphologie (Anatomie)
L'anatomie humaine est la description de la
structure du corps humain, de ses organes et de
leur position (anatomie topographique).
Les métabolismes
Le métabolisme est l'ensemble des
transformations moléculaires et des transferts
d'énergie qui se déroulent de manière
ininterrompue dans la cellule ou l'organisme
vivant.
6
3
IMAGERIE MEDICALE: Généralités
Formation de l'image
Interaction
avec la
matière
Agent physique
Détection
Image
Techniques
Agent
Discipline
Rayonnements
X
Abréviation (en)
Techniques
Radiologie
gamma
Magnétisme
Ultra-sons
Radiologie conventionelle
Angiographie Numérisée
TomoDensitoMétrie (scanner X)
Angioscanner
Médecine NucléaireScintigraphie
Tomographie par émission de simple photon
Tomographie par émission de positons
XR
DSA
CT
CTA
SPECT
PET
Toutes/RadiologuesImagerie par Résonance Magétique
Angio-IRM
Toutes
Echographie
Echo-Doppler
MR
MRA
US
Dupplex US
7
IMAGERIE MEDICALE: Classification
Par Agent Physique
Radiologie & TDM
Médecine Nucléaire
IRM
Echographie
Agent Physique
Terminologie
Paramètre(s)
mesuré(s)
Rayons X
Densité
Coefficient
d'atténuation
Rayons gamma
Activité
Concentration
radioactive
Champ Magnétique
Signal
Densité en protons
,T1, T2
Ultrastructure
Echostructure
Impédance, Diffusé
8
4
IMAGERIE MEDICALE: Classification
Par TYPE d 'IMAGE
Statique
Dynamique
Projection planaire
Tomographique
2D, 2D+t
Échantillonage d'un volume
Anatomique
2.5D, 3D, 3D+t
Fonctionnelle (métabolique)
PLANE
TOMOGRAPHIQUE
Radiologie standard
TomoDensitoMétrie ( TDM )
Angiographie radiologique
Scintigraphie
Tomographie d'Emission (SPECT,
PET )
Imagerie par Résonance
Magnétique Nucléaire ( IRM)
Echographie
Optique, Thermique
Electrique(EEG), Magnétique(MEG)
9
IMAGERIE MEDICALE: Caractéristiques
Modalité
Imagerie
Anatomique
Contraste
Artificiel
Imagerie
Fonctionnelle
Radiologie
Numérique
+
molécules
Iodées
-
TDM
+
?
Médecine
Nucléaire
±
molécules
Iodées
NA
Echographie
+
Indirect (Eau),
microbulles
±
IRM
+
Chélates de
Gadolinium
+
++
10
5
IMAGERIE MEDICALE: Performances
Limites
Avantages
Radiologie,TDM
Pas d'obstacles,
Irradiation, Proximité
Résolution spatiale
Os
et en densité
Médecine Nucléaire Spécifique ±, Fonction Activités faibles, Bruit ,
Artéfacts, Résolution
spatiale, Irradiation
Echographie
Non irradiante,
Gaz, Os
Très sensible
IRM
Non irradiante, Bon
Contraste,Flux,Calci
fications,
Clip vasculaires,
Pacemakers , Coût
11
Plan
Imagerie médicale et tomographie
les modalités d'imagerie (Généralités)
La tomographie en imagerie médicale
Scanner X
Tomographie d'émission
IRM
Echographie
La reconstruction tomographique
L'échographie 2D
L'échographie 3D:
12
6
La tomographie
Les modalités d'imagerie anatomiques en coupe
scannerX
IRM
Echographie 2D
Les modalités d'imagerie fonctionnelles en coupe
Fonctionnelle ≅ métabolique
Tomographie d'émission
IRMf
13
La tomographie: Scanner X
Alias:
tomodensitométrie,computerized tomography(CT)
Méthode:
Atténuation du faisceau RX par les tissus traversés
1 paramètre physique: µ (coefficient d'atténuation)
Projection : détection du faisceau modifié dans une
direction
Coupe tomographique: calcul dans un plan de la
distribution des points atténuants (tissus)
Image =
distribution dans le plan de coupe des coefficients
d'atténuation = µ (x,y)
µ coeficient d' atténuation en cm -1
Image normalisée:
µ Ηounsfield =
µ − µeau
.1000
µ eau
14
7
La tomographie: Scanner X
Limites:
Balayage d'un organe coupe par coupe
INVASIVE (irradiation)
Avantages:
très bonne résolution spatiale
très bonne résolution en intensité (µ)
rapide en technique hélicoïdale
Toutes les parties du corps
Prix acceptable (0,5M-1M€)
15
Tomodensitométrie
16
8
La tomographie: Scanner X
Cerveau normal Hématome Cérébral
µ coeficient d' atténuatio n en cm -1
µ − µeau
µΗounsfield =
.1000
µeau
I ( x, y ) = µ Hounsfield ( x, y )
17
La tomographie:
Scanner X: fenétrage
vaisseaux
poumons
µΗ =
µ − µeau
.1000
µeau
médiastin
18
9
La tomographie:
Scanner X hélicoïdal multibarettes
Images volumiques
300-400 coupes
512x512-16 bits
<1 min
Reformatage
Segmentation
19
La tomographie:
Scanner X hélicoïdal multibarettes
Angioscanner
Technique
Injection de produit de
contraste(PC)
& synchronisation de
l'acquisition sur l'avancée
du PC
300-400 coupes
512x512-16 bits
<10 sec
Reformatage
Segmentation
imagerie des vaisseaux
Thorax (embolie
pulmonaire)
Abdomen
20
10
La tomographie:
Scanner X hélicoïdal multibarettes
Angioscanner
Technique
Imagerie cardiaque
32 à 64 barrettes
Injection de produit de
contraste(PC)
& synchronisation de
l'acquisition sur l'avancée
du PC
+ synchronisation
cardiaque (ECG)
300-400 coupes
512x512-16 bits
Plusieurs instants du
cycle cardiaque
Reformatage
Segmentation
21
La tomographie: tomographie
d'émission
Méthode
Couplage Molécule+isotope radioactif
(émetteur de positon, ou de simple photon)
Molécule ⇒ voie métabolique
isotope ⇒ localisation de la molécule
2 types
Émetteur de positon:
Cyclotron → β+ → 2 photons γ de 512 kev, à 180°
Durée de vie courte
O15 2 Min, N13 10 Min, C11 20 Min, F18 110 Min
Émetteur de simple photon: 1 photon
Énergie 60 kev à 360 kev
Durée de vie longue
Le plus utilisé: 99mTc, 140 kev, 6h
Détection: scintillation
22
11
La tomographie: tomographie
d'émission
Méthode
Tomographe à positon
Détection en coïncidence
Géométrie annulaire
Tomographie de positon (TEP=PET)
23
La tomographie: tomographie
d'émission
Applications: voir les métabolismes
(=fonction)
Tomographie de positon (molécules
physiologiques)
cerveau
cancérologie
TDM
TEP
24
12
La tomographie: tomographie
d'émission
Méthode
Tomographie de simple photon (TESP=SPECT)
Émission isotrope
Nécessité d'un collimateur
Sélection énergétique (spectrométrie)
Acquisition planaire/tomographique
Tomographie de simple photon (TESP=SPECT) 25
La tomographie: tomographie
d'émission
Applications: voir les métabolismes
(=fonction)
Tomographie à simple photons (radiopharmaceutiques)
coeur:
squelette, ….
26
13
La tomographie: tomographie
d'émission
Les problèmes
Résolution faible
Artéfacts à corriger
Atténuation du rayonnement
x
I0
µ
I(x)
− µ .x
I ( x) = I .e
0
µ coefficien t d' atténuatio n
Diffusion Compton (aléatoire)
Correction avec une image TDM
→
Carte d'atténuation
→
Simulation de la Diffusion (MonteCarlo)
→
Machines Hybrides: TEP+TDM, TEMP+TDM
27
La tomographie: tomographie
d'émission
→ Machines
Hybrides: TEP+TDM, TEMP+TDM
"PETSCAN", tumeur pulmonaire
28
14
La tomographie: IRM
Méthode:
Principe de la résonance des protons
(noyaux d'hydrogène) contenus dans l'organisme (eau, graisse, …)
Aimantation des protons par des ondes électromagnétiques
(aimants, bobines)
Signal émis lors du retour à l'état de base des protons
Dépend de 3 constantes densité, T1, T2
Avantages:
NON invasive
Très bonne résolution spatiale et temporelle
Apport d'informations morphologique et "fonctionnelle"
Limites: financières (1,5M€) et techniques
29
La tomographie: IRM
Imageur IRM
http://www.mritutor.org/mritutor/
30
15
La tomographie: IRM
Cerveau T1
Cerveau Densité de protons
Cerveau T2
Cerveau moelle
31
La tomographie: IRM
Genoux T1
Genoux T2
Coeur, muscle
Coeur, cavité
32
16
La tomographie: IRM
Imagerie dynamique
Coeur, cavité
Coeur, muscle
33
La tomographie: IRM
Cerveau vaisseaux
Image de Perfusion/Diffusion
34
17
La tomographie: IRM
Cerveau IRM fonctionnelle d'activation métabolique
D'une région du cerveau
Effet BOLD
Le traitement statistique
Séquence temporelle
D'activation
35
La tomographie: échographie 2D
Méthode
Émission/réception d'ondes ultrasonores
Applications: voir
Obstétrique:
Développement du f
tus
recherche de malformations
Abdomen
36
18
Plan
Imagerie médicale et tomographie
les modalités d'imagerie (Généralités)
La tomographie en imagerie médicale
Scanner X
Tomographie d'émission
IRM
Echographie
La reconstruction tomographique
L'échographie 2D
L'échographie 3D:
37
La tomographie: reconstruction
des méthodes différentes
À partir de projections
Scanner x
Tomographie d'émission
Remplissage du plan de Fourier (k space)
IRM
Remplissage du plan de la coupe par des
lignes
Echographie
38
19
La tomographie: reconstruction à
partir de projections
• Tomodensitométrie
• Tomographie d'émission
– inconnue:
– inconnue
carte des coefficients d'atténuation
concentration radioactive
µθ (t , s )
– projection
f (t , s )
– Projection
 s

Iθ (t ) = I 0 . exp − ∫ µθ (t , s )ds
 0

 I (t ) 
Pθ (t ) = − ln  θ  = ∫ µθ (t , s )ds
 I0  D
+∞
Pθ (t ) =
Pθ (t ) =
Pθ (t ) = ∫ µθ (t , s )ds
−∞
+∞
 s

f
(
t
,
s
)
.
exp
− ∫ µθ (t , u )du  ds
∫−∞ θ
 −∞

+∞
∫ fθ (t , s).ds
−∞
approximations
• pas d'atténuation
• pas d'effet Compton
39
La tomographie: reconstruction à
partir de projections
40
20
La tomographie: reconstruction à
partir de projections
41
La tomographie: reconstruction à
partir de projections
42
21
La tomographie: reconstruction en
IRM
Remplissage du plan de Fourier (k space)
Le gradient de sélection de coupe permet comme son nom l'indique de sélectionner la coupe et donc
l'endroit où l'espace de fourier va être rempli
Le gradient de phase permet de se déplacer verticalement dans cette coupe donc sur l'espace de fourier.
A chaque TR, il est incrémenté. C'est pour cela qu'il faut réaliser autant de TR qu'il y a de ligne de matrice
dans le sens de la phase
Le gradient de fréqence permet de se déplacer horizontalement et donc de remplir la ligne selectionnée
par le gradient de phase sur le plan de fourier selectionné par le gradient de selection de coupe .
43
La tomographie: reconstruction
Remplissage du plan de Fourier (k space)
⇔
TFI
K space
coupe
44
22
La tomographie: reconstruction à
l'aide de lignes
Remplissage du plan de la coupe par des
lignes
Échographie mode B
45
46
23
Plan
Imagerie médicale et tomographie
L'échographie 2D
Principes de l'échographie
Ondes ultrasonores
Interactions avec la matière
Les sondes
Formation de l'image
Applications
L'échographie 3D:
motivations
Les dispositifs d'acquisition
le traitement des images
applications
47
Echographie
Généralités
L'échographie doit son succès à 3 facteurs:
−
−
−
Innocuité de l'examen : aucun effet secondaire
Faible coût de l'appareillage
Souplesse d'utilisation.
Principales applications:
Obstétrique
Cardiologie.
48
24
Echographie
Historique
SPALLANZANI le premier en 1794 soupçonna
l'existence des ultrasons en observant le vol des
chauves-souris.
En 1880 CURIE découvre le principe de la pièzoélectricité et le moyen de produire des ondes
ultrasonores.
Il faut attendre la première guerre mondiale avec
LANGEVIN pour que l'homme les utilise à la détection
des sous-marins en plongée.
La première application médicale est due à DUSSIK en
1942 pour la recherche d'une déviation des structures
médianes intracrânienne
49
Ondes Acoustiques
•
Les Sons
−
Infra Sons
F < 20 Hz (F= fréquence)
Sons Audibles
20 Hz < F < 20 kHz
Ultrasons
20 kHz < F < 1 GHz
Hypersons
F > 1 GHz
50
25
Ondes Acoustiques
Propagation dans un milieu matériel
•
c = célérité
= vitesse de propagation
ω = 2πF
λ = c/F
= pulsation
= longueur d’onde
k = 2π/F
= vecteur d’onde
Onde longitudinale :
mouvement des particules le long de la direction de propagation
a ( x , t ) = a sin( ωt − kx )
Mouvement
0
u
(
x
,
t
)
=
a
ω cos(ωt − kx )
Vitesse
02
γ ( x , t ) = −ω a ( x , t )
Accélération
Pression acoustique p ( x , t ) = p sin( ωt − kx )
0
51
Ondes Acoustiques
•
Equations de Propagation
La célérité c dépend des propriétés mécaniques du
milieu de propagation
c=
E
ρ
E : module d' élasticité
: densité
propagation
∂a 1∂a
=
∂x c ∂t
2
2
2
idem avec u et p
2
2
p ( x, t ) = ρ .c.u ( x, t )
52
26
Ondes Acoustiques
•
Energie d’une Onde Ultrasonore, Puissance
Surfacique
Une onde US qui se propage transporte de l’énergie.
L’énergie contenue dans l’onde se propage à la vitesse c
=
1
.u
2
2
0
(densité volumique d’énergie)
Intensité acoustique = puissance surfacique = quantité
d’énergie par unité de temps par unité de surface .
p
I =
2
0
2 ρ .c
2
(watt/cm )
53
Ondes Acoustiques
Impédance Acoustique du milieu
Z = ρ .c =
ρ .E
(kg/m2/s)
traduit la résistance du milieu à la propagation
d'une onde US
exemples: (x10-6 kg/m2/s)
Reins
1.62
Air 0.0004
Foie
1.64
Os 3.65 à 7.09
Eau
1.52
54
27
Interaction des ondes acoustiques avec
la Matière
Atténuation
I (x) = I e
−µ .x
0
µ = coefficient linéaire d’atténuation (milieu homogène, cm-1)
Profondeur / Pouvoir de pénétration
I
α = 10. log
α = 10.
(
0
10 I
) coefficien t d' atténuatio n (dB/cm)
µ
2. 3
α petit Ö pénétration élévée
α augmente avec la fréquence des US
α = k . F .β
1 <β < 2
55
Interaction des ondes acoustiques avec
la Matière
Réflexion des ondes acoustiques
Lois de Descartes
αR = α I
sin αT
c
= 2
sin α I
c1
Facteur
de Réflexion
R=
de Transmission
R+T=1
T=
(Z cos -Z cos )2
2
I 1
T
(Z cos + Z cos )2
I
T
2
1
4Z cos .Z cos
I 1
T
2
(Z cos + Z cos )2
I 1
T
2
56
28
Interaction des ondes acoustiques avec la
Matière
•
Diffusion
sur globules rouges ,micro-vaisseaux, amas cellulaires
I Diff = I 0 . f ( β , ρ1, ρ 2 , c1, c2 )
(Rayleigh)
R6
λ4
⇒"Speekle"
57
Interaction des ondes acoustiques avec la
Matière
•
Absorption
-
Elévation de température
Energie perdue par le faisceau = énergie absorbée
par le milieu
dE
dI
=
= µ .I ( x) = ρ .C .∆T
dV .dt dx
m
∆T µ.I ( x)
=
dt
ρ .C
m
exemple :
a=0.5 dB/cm
∆T= 3°C
I=2 watt/cm2
dt=1 min
perte de chaleur répartie par la circulation sanguine
PAS D'EFFETS BIOLOGIQUES NUISIBLES
58
29
Génération d'une onde acoustique
Piézo-electricité
principe
déformation maille cristalline ⇔ dipôle électrique -champ
éléctrique
matériaux
céramiques kt = 0.3 à 0.5
polymères
kt faible
difluorure
cristaux
kt = 0.1, fragile
composites kt = 0.5 à 0.7
titanate de Baryum
polyvinydène
Quartz
céramiques-résines
59
Génération d'une onde acoustique
Piézo-electricité
Mode d'utilisation
Continu
Pulsé
60
30
Sonde échographique
Constitution
61
Sonde échographique
Sonde mécanique
62
31
Sondes
Sonde Sectorielle
63
Sonde échographique
Sonde Electronique
64
32
Sondes échographiques
Faisceau ultrasonore
≈
Homogène dans la zone de Fraunhofer
Et divergent
65
Sondes échographiques
Faisceau: Focalisation
66
33
sondes
Faisceau: Focalisation électronique
Déphasage de l'excitation des
éléments piézo-électrique
pour créer un front d'onde
composite convergent et dans
une direction
67
Sondes
• Émission/réception
– l'onde est partiellement refléchie
sur les interfaces quelle traverse.
– La sonde enregistre cette onde
refléchie (écho)
– L'écart de temps
émission/réception (tAR)est
proportionel à la profondeur de
l'interface
d = c.t AR
68
34
Sonde
• Amplification du signal reçu
L'onde reçue a subit une atténuation (reflexion, diffusion)
Et doit être amplifiée
69
Formation de l'image
l'image est formée ligne de tir par ligne de tir
Sur chaque ligne de tir, un écho est caractérisé par son amplitude et
son temps de réception
Mode A (amplitude) : diagramme amplitude=f(t)
Mode B (brillance) : l'amplitude est traduite par la brillance d'un
point ⇒ ligne de l'image échographique
70
35
Formation de l'image
71
Formation de l'image
• balayage du plan de coupe
– Linéaire
– sectoriel
72
36
Formation de l'image
• Résolution spatiale
– En profondeur (axiale) ≈ 1mm
73
Formation de l'image
• Résolution spatiale
– latérale
λ
R = 2 Fθ ≈ F
L
a
F : fréquence
θ : angle de divergence
λ : longueur d' onde
a : ouverture de la source
74
37
Formation de l'image
• Résolution axiale et profondeur maximale
Fréquence
(MHz)
2
Profondeur
Résolution axiale
maximale (mm)
(mm)
300
0,77
3,5
170
0,44
5
120
0,31
7,5
80
0,20
10
60
0,15
75
Formation de l'image
Echantillonage
nombre de ligne de tir: 100 à 250
Nombre de points par ligne: 100 à 400
Image 512x512 pixels
76
38
Matériels
77
échographie 2D: applications
Obstétrique
vaisseaux
Abdomen
78
39
échographie 2D: applications
Applications: voir
Cardiologie
79
échographie 2D: applications
Applications: mesurer
Obstétrique:Diamètre bipariétal, abdominal
Cardiologie
Mouvements
Vitesses
(mode TempsMouvement)
(echographie+doppler)
Vitesses
80
40
échographie 2D: Echo+Doppler
81
échographie 2D
Avantages
Peu coûteux (30,000-200,000 €)
Résolution < mm
Miniaturisation (explorations endovasculaires)
Vélocimétrie sanguine (et tissulaire)
Images harmoniques (tissus et produits de contraste)
Limites
Profondeur d'exploration limitée
par l'atténuation
Les objets très réfléchissants (os, air)
Plans de coupes, "opérateur-dépendant", en nombre limité
Artéfacts (speekle)
82
41
échographie 2D
Limites (général)
Profondeur d'exploration limitée
par l'atténuation
Les objets très réfléchissants (os, air)
Artéfacts (speekle)
Limitations de l'échographie 2D
Plans de coupes, "opérateur-dépendant", en
nombre limité
Reconstruction mentale du volume
Localisation des plans de coupe approximative ⇒
Variabilité et Erreurs de mesure
Comparaison de plusieurs examens difficile (suivi
d'évolution)
83
Plan
•
les modalités d'imagerie
•
L'échographie 2D
•
L'échographie 3D:
−
pourquoi
−
acquisition
−
traitement des images
84
42
Echographie 3D: Pourquoi ?
Nouvelles possibilités offertes par
l'acquisition d'un volume
Suppression de la subjectivité, re-utilisation des
données
Mesures précises et surtout reproductibles
Visualisation :
Analyse volumique
Plans de coupe quelconques
Vision panoramique
Nouvelles applications:
Simulation d'examen, télémédecine, chirurgie asssitée,
réalité augmentée
85
Plan
•
les modalités d'imagerie
•
L'échographie 2D
•
L'échographie 3D:
•
pourquoi
•
Acquisition
•
•
Sondes tridimensionnelles
•
Systèmes à balayage mécanique
•
Systèmes d'acquisition main libre
traitement des images
86
43
US 3D: Acquisition des données
Cahier des charges de l'acquisition 3D:
Échantillonage fin (⇒bonne reconstruction)
Échantillonage rapide (compensation des
mouvements respiratoires, cardiaques, …)
Liberté de manipulation de la sonde par
l'opérateur
Solutions ?
Sondes tridimensionnelles
Systèmes à balayage mécanique
Systèmes d'acquisition main libre
87
US 3D: Acquisition des données
Sondes tridimensionnelles
Sonde matricielle= matrice de transducteurs
En développement, confidentialité
Philips
GE_voluson
http://www.aloka.com
http://www.aloka.com
http://www.acuson.com/=http://www.medical.siemens.com
http://www.esaote.com/
http://www.atl.com=www.medical.philips.com/
http://www.gemedicalsystemseurope.com/eufr/rad/us/us_home.html
88
44
US3D: Acquisition des données
Sondes tridimensionnelles
Connectique complexe
(transducteurs 2D=128, 3D 64x64=4096)
Interaction entre transducteurs
Nouveaux types de transducteurs pour réduire l'effet
des lobes secondaires et la diaphonie
facteur limitant = vitesse du son dans les milieux (1540
m/s):
Pour avoir 1 echo à une profondeur de 1 cm:
t = 2x(1cm)/1540= 13 microsec
-
Pour avoir V volumes/sec à une profondeur de P cm
N lignes/volumes = (Iv images/volumes) x (LI lignes/images),
-
P.N.V.13.10-6 sec = 1sec
P.N.V = P.(Iv.Li).V= 77000
89
US 3D: Acquisition des données
Sondes tridimensionnelles:transducteur 2D
(matrice)
Sonde DUKE university
Angle=64°
Profondeur=13cm
22 trames/sec
16 lignes de tir simultanées
Temps réel
90
45
US 3D: sondes
91
US 3D: Acquisition des données
Systèmes à balayage mécanique
principe
Échantillonage 3D par des plans 2D
Reconstruction du volume
Mode de balayage
linéaire(translation)
Par rotation
En éventail
92
46
US 3D: Acquisition des données
Systèmes à balayage mécanique
Ex:http://www.univ-orleans.fr/polytech/LESI/vg4d/
Sté VERMON
Rotation= 1,48°/ms
43 images/sec
Angle conique de 60°
Ventricule gauche temps réel
93
US 3D: Acquisition des données
Systèmes d'acquisition main libre
manuel)
(balayage
Un système de repérage fixé sur la sonde donne la position et
l'orientation de la sonde à chaque instant
Contraintes:
Latence: faible (1ms) ou plus lente mais régulière
Vitesse de mise à jour: élevée (100Hz, >>écho2D 30Hz)
Précision des mesures: résolution ≥ écho2D; localisation ≤
1mm
Interférences par l'environnement
Espace de travail: système peu encombrant
Les Systèmes
Bras mécanique
Repérage acoustique(US)
Repérage optique
Repérage électromagnétique
Par inertie
libre
94
47
US 3D: Acquisition des données
Systèmes d'acquisition main libre
95
US 3D: Acquisition des données
Bras mécanique
Ref: PhD B.Robert
96
48
US 3D: Acquisition des données
Repérage ultrasonographique
97
US 3D: Acquisition des données
Repérage optique
98
49
US 3D: Acquisition des données
Repérage optique
99
http://www.ndigital.com/products/polaris/documents/polarishdtw_datasheet.pdf
US 3D: Acquisition des données
Repérage électromagnétique
Polhemus_Medsim
100
50
US 3D: Acquisition des données
Repérage électromagnétique,
( système Esaote/Ascension
“FLOCK OF BIRDS” 3D)
Un récepteur connecté sur la sonde
Transmetteur électromagnétique proche du patient
Calcul de la position du capteur sur 6 plans simultanément
Les images sont repérées par leur coordonnées et envoyées à la station
graphique
101
US 3D: Acquisition des données
Repérage électromagnétique, ex Esaote
récepteur
Transmetteur
Tracking system
102
51
US 3D: Acquisition des données
Comparaison des dispositifs
Caractéristiques
Bras
Mécanique
Acoustique
Optique
Magnétique
Latence
++
-
++
+
Vitesse de mise à
jour
Sensibilité aux
interérences
++
-
++
+
++
-
++
-
Précision
++
+
++
+
Espace de travail
--
+
++
++
Encombrement
-
-
-
++
Coût
--
-
--
++
103
US3D: calibration
Calibration :
Estimer les erreurs sur la localisation d'un
point, liées aux différentes transformations [Rousseau]
104
52
US3D: calibration
Calibration :
Répétabilité
Précision en translation
Précision en rotation
Utilisation de "fantômes"
105
US3D: calibration
Calibration :
exemple de "fantômes"
106
53
US3D:échantillonage
Approximation de la fonction échantillonée
Le système d'acquisition fournit les valeurs Iijk de l'image
aux points M1, M2,…, Mn
Estimation de l'image au point Puvw
n
I ( Puvw ) ≈
∑ G (M , P
i
i =1
i
uvw
) I (M i )
n
∑ G (M , P
i
i =1
i
uvw
)
Approximation de Shepard
n
I ( Puvw ) ≈
∑
i =1
1
M i − Puvw 2
n
∑
i =1
I (M i )
1
M i − Puvw 2
107
US3D:échantillonage
Approximation de la fonction échantillonée
Calculs lourds donc approximations
Dans une direction privilégiée
108
54
US3D:échantillonage
Approximation de la fonction échantillonée
Par plus proches voisins
Par moyennage dans une boule centrée sur Puvw
109
Plan
Imagerie médicale et tomographie
L'échographie 2D
L'échographie 3D:
motivations
Les dispositifs d'acquisition
le traitement des images
visualisation
Applications
110
55
US3D: représentation des
modalités
Méthodes
Plan de coupes (Multiplanar imaging)
Surfaces (Surface rendering)
Rendu de volume
Représentations Transparentes :
Minimal intensity projection
Maximal intensity projection
Color
Composite
111
US3D: Visualisation
Plan de coupes
3plans perpendiculaires
Plan oblique quelconque
Interpolation
Rapide (temps réel)
Qualité:
dépend de celle des images
originales
et du balayage
112
56
US3D: Visualisation
Plan de coupes
113
US3D: Visualisation
Surfaces (surface rendering)
Représentation:
Maillage
paramétrique (hyperquadrique)
Visualisation: simuler la vision d'une scène réelle
Perspective sans déformation (cavalière)
Eclairage: les variations d'intensité lumineuses traduisent
l'orientation de la surface
Lumière ambiante = éclairage uniforme
Réflexion diffuse : suit les lois de Descartes
Reflexion spéculaire : dépend de la régularité de la surface
Cartes graphiques, manipulation en temps réel
Définition de la surface ? ⇒Segmentation
114
57
US3D: Visualisation
Surfaces (surface rendering)
Segmentation Manuelle:
Méthode:
Dessin manuel des contours plan par plan
Liaison des contours
Avantage:
Précision importante possible
Inconvénients:
Fastidieux: 10 à 20 points/courbe; 10 à 20 courbes
Génération d'artéfact pour les surfaces complexes
Perte de précision si lissage
Intérêt en fonction des besoins
Précision pour les anomalies du f tus
Localisation et mesures pour la cardiologie et les
tumeurs
115
US3D: Visualisation
Surfaces (surface rendering)
Segmentation Automatique:
Méthodes:
détection de contours ou
croissance de régions homogènes
Avantages: opérateur-indépendant
Inconvénients
Tâche difficile en raison des particularités de
l'image échographique: speckle, bruit, échos
spéculaires forts
Mise en uvre
Cas favorable: zone de contraste important
- interface tissu/eau, tissu/os
- f tus/liquide amniotique
Modélisation déformable de la surface
- adaptation aux données
- cardiologie: ellipsoïde
116
58
US3D: Visualisation
Exemple de Segmentation Automatique par contours actifs 3D
[Rousseau]
Un contour actif 3D est une surface "élastique" évoluant sous l'influence
de forces internes (caractéristiques physiques du contour) et de forces
externes (dépendant de l'image)
Surface paramétrée
Energie associée
P potentiel des forces extérieures
Propriétés mécaniques:
Élasticité:
w1,0 , w0,1
Rigidité:
Torsion:
w2,0 , w0,2
w1,1
117
US3D: Visualisation
Segmentation Automatique par contours actifs 3D
Un minimum local doit satisfaire l'équation d'Euler-Lagrange:
Il est recherché itérativement comme solution d'un problème
d'évolution:
F
forces externes , dépendant de l'image
v(0,s,r) condition initiale
118
59
US3D: Visualisation
Segmentation Automatique par contours actifs 3D
Les forces externes sont déterminées à partir du gradient de
l'intensité de l'image
Gradient par filtrage Canny-Deriche
"Gradient Vector flow"
définit par un champ de vecteurs v(x,y) qui minimise l'énergie:
est solution des équations d'Euler:
(µ terme de régularisation)
119
US3D: Visualisation
Segmentation Automatique par contours actifs
La surface paramétrée est décomposée dans une base de fonctions
harmoniques sphériques orthogonales
120
60
US3D: Visualisation
Surfaces (surface rendering)
Exemple de Segmentation Automatique par contours actifs
IRM cardiaque (Cohen 93)
121
US3D: Visualisation
Surfaces (surface rendering)
Exemple de Segmentation Automatique par contours actifs
Échographie (Rousseau)
122
61
US3D: visualisation
Surfaces (surface rendering): foetus
semitransparent
gradient
123
Multiplanar sonography
124
62
US3D: Visualisation
Rendu de volume (volume
rendering)
Méthodes:Lancer de rayon
On simule un rayon partant de l' il
et traversant le volume
On affiche sur l'écran une valeur
correspondant à une combinaison
des voxels traversés
Soit la plus grande valeur
(⇒squelette)
Soit la plus faible (⇒vaisseaux)
Soit une iso-surface après choix
d'un seuil
Avantages:effets de transparence
Inconvénients
Mise en
uvre
125
US3D: Visualisation
Transparent rendering
Minimal amplitude
Maximal amplitude
126
63
US3D: Visualisation
Rendu de volume (volume rendering)
Surface du foetus
Surface d'un adénome thyroïdien
127
US3D: Visualisation
Rendu de volume (volume rendering)
Color rendering of CFM scans
128
64
Plan
Imagerie médicale et tomographie
L'échographie 2D
L'échographie 3D:
motivations
Les dispositifs d'acquisition
le traitement des images
Applications
129
“FLOCK OF BIRDS” 3D
Tracking System
Receiver + transmitter
US system
Probe with
sensor
2D images
Graphic
workstation
130
65
Echographie 3D: applications
131
Echographie 3D: applications
CFM of fetal aorta and renal
anomalies
normal
Unilateral Bilateral renal
renal
agenesis
agenesis
Siren
renal
Common
iliac
132
66
Echographie 3D: applications
Caucasian,
AGA
Asiatic, LGA
Intestinal
obstruction
133
Animations of 3D volumes
Surface
Transparent
ColorColormode
134
67
Echographie 3D: applications
135
Echographie 3D: applications
136
68
Bibliographie
Manuel d’ultrasonologie générale de l’adulte
Paulette Jouve Editeur. Masson, 1993.
J.M Bourgeois, M.Boynard, P.Espinasse
L’image par Echographie. Sauramps Médical, 1995.
Thèses
Bruno ROBERT
Echographie tridimensionnelle.
Thèse de l'Ecole Nationale Supérieur des Télécommunication
1999.
François ROUSSEAU
Méthodes d'analyse d'images et de calibration pour l'échographie 3D en main
libre.
Thèse de l'Université de Rennes I.
2003
Webographie
DIUE d’Echographie
http://www.aloka.com
http://www.acuson.com/=http://www.medical.siemens.com
http://www.esaote.com/
http://www.atl.com=www.medical.philips.com/
http://www.gemedicalsystemseurope.com/eufr/rad/us/us_home.html
137
69