1. SIM : Les modalités d`acquisitions et les distorsions que l`on

1.
SIM : Les modalités d’acquisitions
et les distorsions que l’on rencontre
dans les images : application au
recalage d’images
Les images analysées, l’information qu’elles contiennent, la qualité du rendu ont une place
majeure dans le choix du type de recalage et dans la qualité du résultat obtenu. Dans le cas de
l’imagerie médicale, le contenu et la qualité des images dépendent des modalités utilisées. Il est
donc intéressant de comprendre comment les différentes images sont obtenues et quelles
conséquences cela peut avoir sur le contenu de l’image étudiée. Dans ce but, nous allons voir
les cinq grandes classes de modalité d’acquisition d’images médicales.
1. L’IRM
Cette technique non irradiante permet l'acquisition directe de coupes dans les
trois plans de l'espace (axial, frontal et coronal). Elle consiste à créer un champ
magnétique, pour faire raisonner les noyaux des atomes, dans le but de les aligner
pour obtenir un champ particulier. Les différents tissus n’ayant pas la même
composition atomique, ils n’ont pas la même réponse pour une excitation donnée.
Cette modalité permet donc d’obtenir des images anatomiques des tissus, les os
ressortant peu. Il est également possible d’obtenir des images d’IRM
fonctionnelle.
image 2 : coupe sagittale du bassin réalisé avec un IRM
a. Relaxation T1 et T2
Ce sont les temps de relaxation caractéristiques du retour à l’équilibre
après des excitation. En faisant varier TR (temps de répétition) et TE
(temps d’écho), on fait varier la réponse des différents tissus. En effet,
ceux-ci se relaxent plus ou moins rapidement. Par exemple, pour la
graisse sous-cutanée le temps de relaxation est rapide, en augmentant TR,
on n’augmentera pas sa réponse, mais celle des tissus voisins le sera, le
contraste entre ces tissus va donc augmenter.
En faisant varier TR et TE, on met en évidence deux types d’images IRM
différentes : T1 et T2. Ils ont tous deux des caractéristiques similaires
quant à la qualité des contours ou du contraste, au bruit et à la résolution.
Tous ces paramètres sont liés, et il faut faire des compromis en fonction
du résultat que l’on cherche à obtenir. Augmenter la résolution, par
exemple, demande de travailler sur des voxels de taille plus petite ce qui
entraîne une baisse de rapport contraste à bruit ou signal à bruit, ou des
deux.
Le bruit en lui-même peut avoir plusieurs origines différentes : il peut être
lié à l’électronique du système d’acquisition et dans ce cas, on parle de
bruit électronique, ou à des champs élevés il peut être lié aux tissus
excités. Le bruit a pour formulation :
Noise α (af1/2 + bf2 )1/2
a : bruit électronique, b : bruit lié aux tissus
Il est donc linéaire en fonction de f. On remarque que plus la fréquence
augmente plus le bruit lié au tissu à de l’influence. Comme le signal varie
en fonction du carré de f, le SNR va varier linéairement en fonction de f.
Si les fréquences sont petites, on pourra s’attendre à une moins bonne
qualité du signal et donc les méthodes de recalage s’appuyant sur les
valeurs intrinsèques des pixels seront moins efficaces.
Les contours sont facilement détectables, surtout si on a défini les
paramètres d’acquisition de telle sorte que les tissus que l’on cherche à
étudier sont facilement différentiables. Mais, le bruit s’il est trop
important peut altérer ces contours et la reconstruction se fait à partir
d’une transformée de Fourier. Des artéfacts autour des contours peuvent
donc apparaître (effet de Gibbs). Ceux-ci peuvent donc altérer la qualité
des contours détectés.
b. IRM fonctionnelle
L'IRMf permet de suivre en image l'activité d'un organe. Elle est fondée
sur la différence de réaction à un champ magnétique du sang (zones en
activité) et du sang désoxygéné (zone au repos). Cette utilisation
particulière de l’IRM s’appuie sur les propriétés paramagnétiques de la
" désoxyhémoglobine ", molécule contenue dans les globules rouges
désoxygénés de nos tissus.
En plaçant le patient dans un champ magnétique, les molécules de
" désoxyhémoglobine " vont se transformer en de véritables petits aimants
et vont alors perturber le champ magnétique émis par le scanner IRM. Ces
perturbations minimes sont enregistrées par la machine qui les traduit par
une perte d'intensité sur l'image qu'elle retranscrit. Autrement dit, à
l'écran, les parties de l'image ayant une faible intensité correspondent aux
zones où circulent le sang désoxygéné, les autres étant celles où circule le
sang oxygéné.
La qualité et le rendu des images sont plutôt inférieures à celles présentées
dans le chapitre précédent, dans la mesure où le signal utilisé est toujours
un champ magnétique.
c. Distorsions rencontrées dans ces images
Il est intéressant de remarquer que les images acquises n’ont pas la même
définition ni le même nombre de voxels selon les trois axes : la taille des images
est : 256 x 256 x 128 pixels, pour une résolution de 1 x 1 x 1,5 mm. Il est donc
nécessaire pour les recalage des images de tenir compte de ce facteur.
Une distorsion fréquemment rencontrée dans le cas d’IRM peut venir du fait que
certaines antennes d’acquisitions ne sont pas linéaires. Celle-ci est compensable
par pré-traitements de l’image, mais ne peut être complètement enlevée.
Effet du décalage chimique : cet effet est bien spécifique aux images médicales.
Quand deux tissus côte à côte ont une composition chimique différente, leur
réponse est telle que l’on a l’impression qu’il y a un écart physique entre ces
tissus. Cet effet ne se rencontre pratiquement pas dans le cerveau, mais il est
assez présent dans l’abdomen.
Déplacement des objets d’intérêt : Celui- doit être pris en compte dans toutes les
modalités, mais nous ne l’aborderons que dans ce chapitre. On peut rencontrer
quatre types de mouvements : respiration, cœur, sang et mouvements aléatoires
du patient. Ils peuvent donc créer des " ombres " des tissus sur les images.
Autres : on peut également imaginer que les angles de rotation des détecteurs ne
sont pas parfaitement précis et introduire des artefacts, mais ceci apparaît peut
dans la littérature et doit donc être peu important.
2. Scanner X ou X-ray CT
Le scanner X a été longtemps confiné aux examens cranio-cérébraux mais il est désormais utilisé dans
de nombreux secteurs de la médecine : pathologie cranio-encephalique, pathologie ophtalmique et
faciale, examen de l'abdomen et du thorax, examen des poumons et du médiastin.
Le scanner X est une modalité d’acquisition d’images à base de rayons X, comme son nom l’indique.
Les images sont donc des images fonctionnelles sur lesquelles on peut différencier les os, et la position
et la taille des tumeurs par rapport aux autres tissus.
Les images obtenues sont des images 3D, composées de tranches 2D du patient.
Le principe du scanner X se fait en deux temps : analyse multi-angulaire puis reconstruction
mathématique. A l’instant t, correspondant à une incidence angulaire, les récepteurs recueillent un
" profil d’intensité ", qui correspond à l’intégrale des absorption sur la ligne analysée.
Puis la reconstruction se fait en déconvoluant les valeurs obtenues sur tous les axes, pris à des angles
de rotation différents.
Pour un angle θ, et pour le nème capteur du détecteur, on a mesuré :
Le signal obtenu est filtré par un filtre passe-haut en n. On obtient enfin les valeurs en chaque voxel
par le calcul de l’intégrale suivante :
Les images reconstruites, donnent en chaque voxel la radio opacité moyenne de celui-ci.
Un scanner X peut, en moins de deux secondes, donner des images dont la taille du voxel est inférieure
au millimètre, avec un contraste minimal de 4%.
La qualité des images dépend de plusieurs facteurs différents tels que :
●
●
la taille du foyer,
la quantité de rayons X émis (la réglementation limite la quantité de rayons admissibles par un
patient au cours d’un examen,
●
le rayonnement diffusé,
●
le bruit électronique,
Tous ces facteurs peuvent altérer le contraste des images et amplifier le bruit d’acquisition. La
précision du recalage peut en être altérée.
De plus, en raison du procédé d’acquisition coupe par coupe des images scanner, elles présentent une
résolution différente dans le plan (Oxy) et selon l’axe (Oz). Un volume scanner possède typiquement
une définition de l’ordre de 512 x 512 x 128 voxels pour une résolution de 0,5 x 0,5 x 1 millimètres.
L’image est donc anisotrope. Il faudra tenir compte de cette particularité pour faire le recalage.
En outre, en théorie, une infinité de projections serait nécessaire à la reconstruction des images. En
pratique, on ne peut en prendre qu’un nombre fini pour faire une reconstruction finie. La qualité de
l’image s’en ressentira donc.
On rencontre également deux autres types de distorsions dans l’image :
La distorsion géométrique : en effet, les rayons X viennent frapper la surface de l’écran fluorescent qui
a une forme " sphérique ", ou tout du moins une forme non plane, ce qui donne des disparités de
projection.
La distorsion physique : les électrons avec une vitesse non nulle dans le champ magnétique terrestre
sont soumis à une force qui les font dévier de leur trajectoire rectiligne. La composante transverse du
champs magnétique par rapport à l'axe du tube tend à déplacer l'image, la composante longitudinale
tend à faire tourner l'image autour de son centre. Là encore, il y a des disparités de projection.
Image 3 : coupe sagittale au niveau des hanches vue par Scanner-X
1. Rayons X
Les images obtenues par rayons X ne peuvent s'appliquer aux zones du cerveau.
On s'en sert essentiellement pour faire des interventions vasculaires, en mettant
en évidence les vaisseaux par injection de produit de contraste.
Les images enregistrées sont acquises à forte dose avec une qualité croissante. On
peut donc de mieux en mieux détecter les zones d'intérêt.
Les limitations sont dues a la limitation légale de la dose de rayons X reçus par le
patient. Un autre problème important vient du fait que l'image est une projection :
une faible variation de la valeur de l'angle d'acquisition peut faire apparaître de
nouveaux éléments, et faire varier de façon conséquente la forme des objets. En
outre, pour un recalage avec des images 3D, il y aura forcement des éléments que
l'on ne saura pas recaler.
Image 4 : vue du thorax par rayons X
Les constantes d’acquisition varient d’une acquisition à l’autre, on peut donc
avoir une fonction exponentielle reliant les valeurs des pixels d’une acquisition à
l’autre. Ceci peut influer dans le cas de recalage s’appuyant sur des mesures
directes d’intensités.
2. Les Ultrasons
Les Ultrasons sont une modalité d'imagerie médicale, peu coûteuse, d'une
innocuité totale pour le patient et qui permet de suivre le mouvement de
structures anatomiques déformables en temps réel.
Les ultrasons 3D risquent de bouleverser dans les prochaines années le diagnostic
médical de nombreuses pathologies (en particulier les maladies cardiovasculaires, première cause de mortalité dans les pays développés), ainsi que le
contrôle en temps réel de nombreuses interventions chirurgicales. Les examens
faits avec des systèmes d’imagerie par ultrasons restent limités à certaines région
du corps car lorsque les ultrasons rencontrent les os ou de l'air, ils sont arrêtés.
On peut faire deux mesures a partir des ultrasons : le temps de réponse d'un rayon
(échographie) ou les variations dans la fréquence émise (Doppler). Un problème
résolu peu à peu avec les nouvelles technologies est la pénétration du patient.
Distorsions et bruit
La qualité des images obtenues par ces modalités n'est pas toujours parfaite, on a
tendance à dire qu'un médecin a besoin d'un temps d'apprentissage avant de
pouvoir comprendre de telles images.
Image 5 : coupe sagittale de la veine cave inférieure.
Thrombose de la veine cave inférieure de part et d'autre d'un filtre cave.
L'extension au dessus du filtre fait craindre un risque d'embolie pulmonaire.
Dans le cas d’images ultrasonores, on rencontre souvent du " speckle " ou
scintillement. Celui-ci est dû à l’interférence entre les ondes diffusées dans les
tissus. La reconstruction des images est souvent imparfaite et crée un bruit
additionnel à l’image.
Dans le cas d’images ultrasonores tridimensionnelles, les plans sont souvent
irrégulièrement répartis dans l’espace avec, potentiellement, des zones où aucune
information n’est disponible.
La géométrie des voxels est également souvent disparate et différente du
parallélépipède que l’on rencontre en imagerie médicale.
Le recalage d’images ultrasonores sera donc assez particulier et pas toujours
parfait.
3. Imagerie Nucléaire
L'imagerie nucléaire fournit des images réduites au minimum : on y met en évidence un certain type de
tissus, qui réagissent aux produits injectés : on a donc des images fonctionnelle avec très peu
d'informations sur l'anatomie.
Les techniques de recalage s’appuyant sur les structures anatomiques ne peuvent donc pas s’appliquer
facilement sur les images nucléaires. Il est donc préférable d’utiliser d’autres techniques telles que les
méthodes denses.
Image 6 : Cette image PET montre un grand nombre de points chauds
dans tout le corps du patient
Les modalités donnent, globalement chacune une information différente ou, tout du moins, représentée
d'une manière différente. En outre, suivant le mode d’acquisition, des distorsions peuvent apparaître. Il
est donc parfois nécessaire d’utiliser des recalages élastiques pour mettre en correspondance les
images.
Certaines structures restent néanmoins communes à plusieurs modalités et elles peuvent servir d'appui
pour le recalage multi-modalités.
Les distorsions que l’on peut rencontrer dans ces images relèvent des mêmes problèmes que ceux
rencontrés dans le cadre de la reconstruction d’images tomographiques.
Une distorsion importante vient de la distorsion de la projection des trous du collimateur. Ceci peut
être réduit en diminuant la distance patient-collimateur.
Un autre problème est celui qui est issue de la caméra :
La gamma caméra ne fournit pas une image fidèle de la distribution de la radioactivité détectée. Ces
imperfections sont en partie inhérentes au détecteur et à l'électronique associée. Les performances
d'une gamma caméra doivent être appréciées sur la valeur d'un certain nombre de caractéristiques.
La résolution spatiale : elle est définie par la distance minimale séparant deux sources radioactives
ponctuelles ou linéaires dont le détecteur fournit deux images distinctes. La cause principale de
dégradation de la résolution spatiale est la fluctuation statistique de la distribution des photons
lumineux entre les PM. Elle est mesurée par la largeur à mi-hauteur de la fonction de dispersion
linéique fournie par une source linéaire de largeur 1 mm.
La linéarité spatiale : si les déflections en X et en Y produites en sortie du détecteur ne varient pas
linéairement avec la position de l'évènement produit dans le cristal, une distorsion géométrique
apparaît. Cette distorsion est facilement mise en évidence, lorsqu'elle existe, en réalisant une image de
sources linéaires rectilignes.
L'uniformité : lorsque le cristal est soumis à un flux uniforme de rayonnement γ (source plane homog
θne nommée "galette") l'image produite par un détecteur aussi parfait que possible présente des
variations d'intensité répondant à des variations de taux de comptage de +/-10%. Des imperfections
plus importantes peuvent être dues à un défaut de linéarité spatiale où à une inégalité de réponse de
l'analyse en amplitude en sortie des PM.
La résolution en énergie : elle est définie par le rapport de la largeur à mi hauteur du pic d'absorption
totale à la valeur de l'énergie du rayonnement incident
(δE/E). Sa dιgradation provient d'une augmentation des fluctuations statistiques sur la détermination
de l'absorption par effet photoélectrique des photons
incidents dans le volume de détecteur.
Taux de comptage : lorsque le taux est très élevé, deux évènements trop rapprochés peuvent ne donner
naissance qu'à une seule impulsion. L'énergie apparente
peut alors dépasser les limites imposées par la fenêtre spectrométrique; en ce cas elle est rejetée. Il en
résulte une perte de comptage d'autant plus importante que la fenêtre est étroite. Un compromis est
généralement recherché en assurant un taux de comptage ne donnant pas lieu à une perte de plus de
20% sur la détection de l'activité.