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.