la fluorographie numérique - CHI Poissy/Saint-Germain-en-Laye

LA
FLUOROGRAPHIE
NUMÉRIQUE
Amplificateur de luminance (= amplificateur de brillance = ADL = « ampli »)
+ capteur CCD
+ convertisseur analogique/numérique
Novembre 2016
Anne BASSALI
Cadre de Santé Formatrice
IFMEM Poissy
Marie-José WATREMEZ
Cadre de Santé Formatrice
IFMEM Poissy
 10, rue du Champ Gaillard – 78300 POISSY
 01.39.27.47.33 – Fax 01.39.27.48.81 -  [email protected]
LA FLUOROGRAPHIE NUMÉRIQUE
A. INTRODUCTION
La fluorographie numérique correspond à la numérisation de l'image analogique
obtenue grâce à un amplificateur de luminance (amplificateur de brillance) et un
capteur CCD (« Couple Charge Device » ; capteur à couplage de charge).
Cette technique doit être utilisée principalement
dynamiques (jusqu’à 25 images/seconde possible) :
- vasculaires : cœur, encéphale, … ;
- digestifs : œsophage, estomac, grêle, colon ;
- orstéoarticulaires : articulations (arthrographie) ;
- gynécologiques : utérus (hystérographie) ;
- urinaires : voies urinaires (urographie).
pour
les
examens
Il est possible dans certains cas de l’utiliser pour des examens statiques ostéoarticulaires sans préparation, mais uniquement pour les « gros os » (épaule, rachis,
bassin et hanche) si une bonne résolution spatiale n’est pas nécessaire.
Où se trouve
l’amplificateur ?
Où se trouve
l’amplificateur ?
2
B. CHAÎNE TECHNOLOGIQUE
2
1
3
4
5
6
7
15
14
8
13
16
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11
12
17
1. Générateur
2. Tube
3. Filtre
4. Diaphragme
5. Faisceau incident (faisceau X primaire)
6. Patient
7. Faisceau émergent (image radiante X)
8. Table + potter (grille antidiffusante)
9. Amplificateur de luminance
10. Capteur CCD (capteur à couplage de charge)
11. C.A.N. (convertisseur analogique / numérique)
12. Calculateur
13. Stockage
14. Réseau
15. Reprographe
16. Console de traitement
17. Écran de visualisation
3
C. L'AMPLIFICATEUR DE LUMINANCE
Représentation
graphique en
coupe
1
2
-
-
3
5
4
HT
10 à 30 kV
+
+
3
6
+
7
8
1. Image radiante X
2. Écran primaire (écran luminescent + photocathode)
3. Lentille électronique de focalisation (-) et d’agrandissement (+)
-4
-5
4. Vide (10 à 10 mmHg)
5. Enceinte en verre
6. Faisceau électronique accéléré et focalisé
7. Écran secondaire (anode)
8. Image radiante secondaire lumineuse
4
1. LE PRINCIPE
C'est la transformation de l'image radiante X en une image lumineuse très intense.
2. L'ÉCRAN PRIMAIRE
Il transforme l'image radiante X en image radiante électronique.
Il est constitué :
- d’un écran luminescent à l’iodure de césium CsI (=scintillateur) qui transforme
les photons X en photons de fluorescence (lumineux) par effet photoélectrique
(réarrangement électronique des atomes ionisés). On obtient alors l’image radiante
primaire lumineuse (virtuelle) ;
- d’une photocathode qui absorbe les photons lumineux et libère des électrons.
On obtient alors l’image radiante électronique.
3. ENTRE L'ÉCRAN PRIMAIRE ET L’ÉCRAN SECONDAIRE
On obtient donc, à la sortie de l’écran primaire, un nuage électronique. Ce nuage
électronique est :
- accéléré par une différence de potentiel appliquée aux bornes de
l’amplificateur de luminance (10 à 30 kV),
- focalisé en un point (grâce à une lentille électronique portée à un potentiel
négatif) pour diverger ensuite sur l'écran secondaire.
L’accélération des électrons permet d’augmenter leur énergie (énergie cinétique).
La focalisation permet :
- d'éviter la dispersion électronique ;
- de positionner le nuage électronique sur une surface plus petite.
L'accélération et la focalisation contribuent ainsi à l'amplification du signal.
L'image radiante électronique obtenue après l'accélération est :
- plus petite,
- inversée droite-gauche,
- mais possède une intensité électronique par unité de surface plus élevée.
4. L'ÉCRAN SECONDAIRE (ANODE)
Il transforme l'image radiante électronique en une image radiante secondaire
lumineuse par le biais d'ionisations et d'excitations (fluorescence créée par
réarrangement électronique).
L'image radiante secondaire lumineuse est visible mais :
- inversée droite-gauche / haut-bas ;
- plus petite (2,5 cm) et plus intense que l'image radiante primaire lumineuse
- en contraste positif (corticale osseuse noire, air blanc).
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Il existe une parfaite corrélation anatomique entre l'image radiante X et l'image radiante
secondaire lumineuse.
Exemple : Étude d'un fantôme qui comporte 3 parties (os, graisse , air).
(étude réalisée à 60 kV)
Io
Os
Graisse
I1
fantôme
Air
I2
I3
I
Rx
I
RPL
I
RE
I
RE
I 1 < I 2 < I3
ÉCRAN PRIMAIRE (écran luminescent)
ÉCRAN PRIMAIRE (photocathode)
Après accélération
et focalisation
ÉCRAN SECONDAIRE
I
RSL
Capteur CCD
I Rx = image radiante X
I RPL = image radiante primaire lumineuse
I RE = image radiante électronique
I RSL = image radiante secondaire lumineuse
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D. ZOOM OPTIQUE D’UN AMPLIFICATEUR
(= diminution du champ d’acquisition)
Il existe dans un amplificateur des électrodes d’agrandissement (potentiel +) qui
permettent de réaliser un zoom optique lors d’une acquisition. Elles sont appelées :
lentilles ou loupes électroniques d’agrandissement.
Elles font varier l’emplacement du point de focalisation du flux d’électrons.
3 à 4 tailles de champs différents (zooms optiques) peuvent être sélectionnées.
(le plus souvent : 12, 24 et 36 cm)
Le principe est le suivant :
Grand champ
Petit champ
Diaphragme
Tube RX
RX
RX
haut
+
+
Point de focalisation
bas
+
+
+
+
Grand champ :
- le diaphragme du tube est grand ouvert
- une grande surface de l’écran primaire produit des électrons
- une grande quantité d’électrons se retrouve donc concentrée
sur l’écran secondaire
- l’écran secondaire produit donc beaucoup de lumière
- le signal est fort : bon rapport signal sur bruit
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Petit champ :
- le diaphragme du tube est moins ouvert
- une petite surface de l’écran primaire produit des électrons
- une petite quantité d’électrons se retrouve donc concentrée
sur l’écran secondaire
- l’écran secondaire produit donc peu de lumière
- le signal est faible : mauvais rapport signal sur bruit
En réalité :
- En scopie, le dispositif anticipe cette diminution du signal en augmentant
automatiquement le nombre de photons (mAs) à l’entrée de l’amplificateur lorsque l’on
travaille en petit champ (zoom optique). Cette augmentation des mAs se fait sans que le
manipulateur ait besoin d’intervenir (mais augmentation de la dose délivrée au patient);
- En graphie, le rapport signal sur bruit étant moins bon lorsque l’on travaille en petit
champ, le manipulateur doit augmenter les mAs pour compenser.
Avantage d’un zoom optique (petit champ) : meilleure résolution spatiale.
Inconvénient d’un zoom optique (petit champ) : augmentation de la dose délivrée au
patient dans la région anatomique située dans le faisceau primaire.
E. CARACTERISTIQUES D’UN AMPLIFICATEUR
Les principales caractéristiques d’un amplificateur de luminance sont :
La taille du champ nominal (diamètre nominal)
= diamètre réel de l’écran primaire
La taille du champ utile (diamètre utile)
= dimension maximale de la région anatomique que l’on peut étudier
(plus petit que le champ nominal car agrandissement de tout objet posé sur la table)
Champ nominal de 33 cm
champ utile 26 cm
Champ nominal de 14 cm
champ utile 11 cm
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Le gain
= sensibilité = facteur de conversion (Fc) du rayonnement X en lumière
Gain = Signal de sortie (quantité de lumière) / Signal d’entrée (dose RX)
Le gain est plus faible sur un petit champ (zoom optique) obligeant ainsi à augmenter
les mAs pour récupérer plus de signal.
De plus, à cause du vieillissement de l’amplificateur, le gain diminue au cours des
années, obligeant également à une augmentation des mAs.
La rémanence
= temps au bout duquel le récepteur revient à son état initial après une excitation
(= temps que met l’écran secondaire pour s’éteindre après une illumination).
L'amplificateur de luminance et l’écran de visualisation ont donc un temps de
rémanence entre deux acquisitions d'images.
Luminance de
l’écran
secondaire
Illumination
Rémanence
100
%
50
%
0
0
5
10
15
20
Temps
(ms) (ms)
Arrivée des RX sur l’écran primaire
La rémanence est d’autant plus grande que :
- le facteur de conversion est élevé ;
- l’énergie reçue par l’amplificateur est grande (mAs élevés, KV élevés, ou
rayonnement direct sur l’écran primaire).
La rémanence provoque l’apparition d’une image en « queue de comète »
au niveau des structures en mouvement.
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F. LE CAPTEUR CCD (« Couple Charge Device »)
= capteur à couplage de charge
= matrice CCD
Ce capteur est constitué de cellules photosensibles qui convertissent les photons
lumineux de l’écran secondaire en charges électriques (électrons).
Chaque cellule est constituée :
- d’une couche de Silicium : les photons lumineux produits par l’écran
secondaire interagissent avec le Silicium (effet photo-électrique) qui libère alors
des électrons ;
- d’une électrode collectrice chargée positivement : les électrons sont attirés par
l’électrode.
L’image latente est alors formée.
Il ne reste alors plus qu’à collecter les électrons qui forment ainsi des courants
électriques (= signaux analogiques).
Il existe toujours une corrélation entre le signal analogique obtenu et
l'image radiante X du départ.
Peu de photons dans l’image radiante X : courant électrique faible.
Beaucoup de photons dans l’image radiante X : courant électrique intense.
Le signal analogique est appelé image radiante analogique.
G. LE CONVERTISSEUR ANALOGIQUE NUMÉRIQUE
(C.A.N.)
1. Première étape : l’échantillonnage
Échantillonnage = prises de mesures d’un courant électrique (signal analogique) à
intervalles de temps réguliers.
Le C.A.N. réalise un échantillonnage de chaque ligne du signal analogique. Il
existe une corrélation entre le nombre de mesure de l’échantillonnage d’une ligne et le
nombre de colonnes de la matrice image.
Exemple : 1024 échantillonnages par ligne pour remplir une matrice de 1024 colonnes
(dans notre exemple ci-après, 28 mesures sont effectuées sur la ligne).
10
mV
Signal vidéo (1 ligne)
Échantillonnage
(ex. : 28 mesures par ligne)
temps
2. Seconde étape : la numérisation
L'intensité électrique de chaque mesure est transformée en information binaire
et placée dans le pixel correspondant de la matrice image. Chaque information binaire
est le reflet de chaque intensité électrique échantillonnée.
On obtient à la sortie du C.A.N. une image numérique en corrélation avec les
informations de l'image radiante X de départ
H. LE CALCULATEUR
Il transforme l'image numérique brute en une image numérique traitée.
Il pilote également l'ensemble du système à travers les informations envoyées par
la console.
Les opérations de traitement d'image sont les suivantes :
- le fenêtrage (luminosité, contraste)
- la soustraction numérique
- le lissage
- le renforcement de contours
- le zoom numérique
- la mesure de distances, annotations
- l'orientation
-…
Exemple : soustraction numérique (utilisée en radiologie vasculaire)
Un masque est réalisé (exemple : cliché sans injection de produit de contraste).
0
2
10
15
20
5
8
3
6
Masque en contraste
négatif (os en blanc)
11
Série de clichés avec injection
0
52
10
15
70
5
8
53
6
Cliché en contraste
négatif (produit de
contraste et os en blanc)
Dans la colonne matricielle du milieu, il y a augmentation de 50 points qui représente
l'arrivée du produit de contraste.
Soustraction numérique d’un cliché avec injection et du masque : visualisation des
vaisseaux injectés uniquement, sur l'image de soustraction.
0
50
0
0
50
0
0
50
0
Image de soustraction
en contraste négatif
(produit de contraste
en blanc)
Si l’image est présentée en contraste positif : produit de contraste en noir.
S'il existe un décalage anatomique entre le masque et le cliché avec injection, l’image
de soustraction n’est pas de bonne qualité (décalage de pixels).
I. ECRAN DE VISUALISATION
Il permet la visualisation de l'image traitée.
Cette image doit posséder des caractéristiques de qualité image permettant de
mettre en évidence des informations d'ordre anatomique, physiologique et
pathologique.
J. LES CRITÈRES DE QUALITÉ IMAGE
Les caractéristiques de qualité image sont les suivantes :
- la résolution spatiale
- la résolution en contraste
- le rapport signal sur bruit
- la résolution temporelle
- la distorsion géométrique et le vignettage (critères spécifiques à l’ADL)
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1. La résolution spatiale
C’est la définition (précision) de l’image à la visualisation.
Elle dépend :
- de la fréquence spatiale (la définition) de l'image radiante X
- de la résolution de l'ampli. de luminance (caractéristiques des écrans et lentilles)
- du nombre de lignes du capteur CCD
- du nombre d’échantillonnages par ligne du CAN
- de la résolution spatiale de la matrice reconstruite (taille des pixels)
- du nombre de lignes du moniteur TV ou du reprographe (film)
- du rapport signal sur bruit de l'image à la visualisation (mAs ; kV)
La résolution spatiale s'exprime en nombre de paires de lignes par mm.
(Pour visualiser 1 paire de lignes il faut au moins 2 pixels)
La résolution spatiale est beaucoup plus faible en fluorographie qu’avec les autres
techniques radiologiques, ce qui entraîne une perte des détails de l’image :
- radiologie conventionnelle argentique : de 5 à 14 paires de lignes par mm ;
- ERLM : 3 à 5 paires de lignes par mm ;
- capteurs plans : 3 à 4 paires de lignes par mm ;
- fluorographie : 1,5 à 2,5 paires de lignes par mm.
Champ de
l'ADL
38
25
17
R.S (pl.mm-1)
au centre
2,8
4,0
5,3
R.S (pl.mm-1)
globale
2,3
3,2
4,9
1,5
2,1
2,5
-1
R.S (pl.mm )
sur film
Il est donc fortement déconseillé de réaliser des études osseuses des membres
supérieurs (hormis l'épaule) et des membres inférieurs (hormis le bassin et la hanche)
avec un amplificateur de luminance en raison de la très faible résolution spatiale.
2. La résolution en contraste
Elle dépend de différents facteurs qui sont :
- l'amplitude de l'image radiante X (= contraste objet) : KV, épaisseur du segment, …
- la lumière parasité dans l’amplificateur (malgré la peinture noire qui recouvre
l’intérieur de l’amli.)
- les rayonnements X créés dans l’ampli.
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- la profondeur de numérisation = nombre de niveaux de gris pouvant être codés
dans la matrice (ex. : image codée sur 8 bits = 256 niveaux de gris différents
possibles)
- la courbe de contraste (pré-traitement automatique du contraste avant la
visualisation)
- le renforcement de bords (de contours)
- le fenêtrage
- l’arrivée ou non de rayonnement direct sur l’écran primaire (phénomène de flash
ou saturation)
La courbe de contraste :
Nb de
pixels
C
Inv
L
Niveau
de Niveau
gris de gris
des pixels
des
pixels
Énergie
des
pixels
Energie des
pixels
L
C
Inv
Le phénomène de flash :
Ce phénomène apparaît lorsque du rayonnement direct
arrive sur l’écran primaire : saturation de l’ampli et
diffusion de l’énergie autour de la région concernée.
Le contraste de l’image est alors très fort et le
calculateur, par fenêtrage automatique, écrase
ce contraste : disparition des faibles contrastes de l’image.
Il faut donc obligatoirement diaphragmer au maximum et appliquer des filtres
compensateurs (filtres en aluminium ou de type « boomerang ») adaptés à la géométrie
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de la région anatomique de façon à limiter l’arrivée du rayonnement direct sur
l’amplificateur et optimiser le contraste sur la région d’intérêt.
3. Le rapport signal sur bruit
Son niveau dépend du réglage des mAs et du facteur de conversion (donc de l’âge
de l’amplificateur de luminance et de la taille du zoom optique).
Lorsque le nombre de mAs augmente, la quantité de signal augmente, alors que
la quantité de bruit reste constante.
Donc, sur-exposer l'image par augmentation des mAs aboutit à un meilleur rapport
signal sur bruit, mais on irradie le patient plus qu’il n’est nécessaire.
Sous-exposer l'image par diminution des mAs aboutit à un niveau de signal faible :
patient moins irradié (radioprotection), mais mauvais rapport signal sur bruit (image
bruitée).
De plus, lorsque l’amplificateur de luminance vieilli, son facteur de conversion
diminue (pour une même dose de rayonnement à l’entrée de l’écran primaire, la
luminance de l’écran secondaire diminue). Le signal diminuant, le bruit devient alors
plus perceptible (diminution du rapport signal sur bruit). Pour compenser ce
phénomène, il faut donc augmenter les mAs (augmentation par le manipulateur en
15
graphie et augmentation automatique par le système en scopie et cellule). Il y a donc
augmentation de l’irradiation du patient lorsque l’amplificateur vieilli.
Enfin, lorsque l’on fait un zoom optique (petit champ), l’écran secondaire
produit moins de signal (diminution du rapport signal sur bruit). Pour compenser ce
phénomène, il faut donc augmenter les mAs (augmentation par le manipulateur en
graphie et augmentation automatique par le système en scopie et cellule). Il y a donc
augmentation de l’irradiation du patient dans les petits champs (mais meilleure
résolution spatiale et protection des structures environnantes).
4. La résolution temporelle
C’est le nombre d'images qu'il est possible d'acquérir par unité de temps (ex. 10
images par seconde).
Elle dépend des rémanences (temps au bout duquel le récepteur revient à son état
initial après une excitation) de l'amplificateur de luminance et de l’écran de
visualisation entre deux acquisitions d'images.
Plus la rémanence est faible, meilleure est la résolution temporelle (nombre élevé
d’images par seconde).
5. La distorsion géométrique et le vignettage
Il faut faire attention lorsque l'on utilise les grands champs, à la déformation de
l'image (distorsion géométrique) et au noircissement plus faible sur les bords
(vignettage) dus au dôme d'ampli (écran primaire incurvé) et à l’influence du champ
magnétique terrestre (électrons attirés vers le centre de l’écran secondaire).
Distorsion géométrique
Vignettage
Remarque : les amplificateurs récents présentent moins de distorsion et de vignettage
car leur écran primaire est plus plat (grâce à une fenêtre en titane, les écrans primaires
sont plus solides et n’ont plus besoin d’être autant incurvés pour résister à la pression
négative qui règne dans l’enceinte de l’amplificateur).
De plus, puisque le titane est très résistant, ils peuvent être plus fins. Le flou d’écran est
ainsi diminué (légère augmentation de la résolution spatiale).
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L. BILAN SUR LA FLUOROGRAPHIE NUMÉRIQUE
1. Les avantages
La fluorographie numérique permet :
- acquisition dynamique facile, rapide
- simultanéité acquisition/visualisation (rapidité de réalisation)- confort de travail (pas de manipulation de cassette)
- dosimétrie plus faible qu’en radiologie conventionnelle (amplificateur neuf),
donc une meilleure radioprotection
- conservation de l’image de la scopie sur l’écran
- possibilité de traitement de l'image
= avantages du
- transmission en réseau (dossier patient)
numérique
- stockage (archivage numérique)
2. Les inconvénients
La résolution spatiale est beaucoup plus faible que dans les autres techniques
d’imagerie radiologique, ce qui entraîne une perte des détails de l’image :
- radiologie conventionnelle argentique : de 5 à 14 paires de lignes par mm ;
- ERLM : 3 à 5 paires de lignes par mm ;
- capteurs plans : 3 à 4 paires de lignes par mm ;
- fluorographie : 1,5 à 2,5 paires de lignes par mm.
Il est donc fortement déconseillé de réaliser des études osseuses des membres
supérieurs (hormis l'épaule), des membres inférieurs (hormis le bassin et la hanche) et
du parenchyme pulmonaire avec un amplificateur de luminance.
Le diamètre d’un amplificateur de luminance est relativement petit : de 25 à 38 cm
selon l’application.
Pour éviter le phénomène de flash (saturation), il faut éviter que du rayonnement
direct arrive sur l’écran primaire (filtration anatomique indispensable).
Le vieillissement de l’amplificateur de luminance diminue sa sensibilité et donc le
rapport signal sur bruit de l’image. Pour compenser ce phénomène, le manipulateur doit
augmenter les mAs en graphie et le système augmente automatiquement les mAs en
scopie et en cellule.
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