La Tomodensitométrie
Du plan à la coupe Nous vivons dans un monde tridimensionnel, mais l image que nous avons de ce monde se forme sur le plan (2D) de notre rétine. La vision binoculaire nous donne l illusion du relief et c est notre cerveau qui recompose les informations 3D à partir de ces images planes. Nous ne voyons au mieux que l enveloppe extérieure des objets qui nous entourent, projetée sur notre rétine. Si l objet est transparent, nous arrivons à localiser dans l espace les structures internes en tournant autour de l objet. Si l objet est opaque, nous le découpons en tranches pour observer l intérieur. Le cerveau de l être humain ne dispose pas des outils nécessaires à l analyse tridimensionnelle directe.
Usage du théorème de J. Radon A partir d une formulation mathématique donnée en 1917 par J. Radon, on peut obtenir des informations sur le contenu d un objet à partir des différentes projections enregistrées en tournant autour de lui. Cet algorithme est valable aussi bien pour les objets qui sont traversés par un rayonnement (Rayons X) que pour ceux qui émettent ces rayonnements (Rayons γ). Utilisé en médecine, en astronomie et dans l industrie.
La Tomodensitométrie : TDM ou scanner Principe de l'acquisition tomographique tube et/ou détecteur en rotation faisceau "plat" de 1 mm d'épaisseur rotation autour de l'axe du corps ( 1 sec) angles multiples (256, 512) réalisation de coupes axiales transverses somme des µ élémentaires, indépendant de x
Exemple de scanner : cerveau General Electric Medical Systems
Le scanner à rayons X Antérieur Droite Gauche Axe du corps Postérieur
La Tomodensitométrie Principe de base : l équation d atténuation I = I 0 e -µx
L atténuation du faisceau Io µ 1 µ 2 µ 3 µ 4 µ 1 µ 5 I x 1 x 2 x 3 x 4 x 5 x 6 I = Io. e [(µ 1 x 1 )+ (µ 2 x 2 )+ (µ 3 x 3 )+ (µ 4 x 4 )+ (µ 1 x 5 )+ (µ 5 x 6 )]
Les conventions 1 n π µ moyen µ élevé 0 définition d'une matrice pour contenir l'objet et représenter son image la taille des pixels est fixée donc la distance x est déterminée x rotation selon plusieurs incidences (θ = 0 π) π/2 chaque incidence x comporte n lignes de tir
Calcul des valeurs des pixels La distance x est fixée, seul µ est variable On crée un système d'équations : I n ligne, n angle I = I e i= 1 I 1,0 n,k I 0 p p = i = 1 0 e On peut résoudre ce système algébriquement et on obtient une valeur de µ pour chaque pixel µ µ i,1 i,n x x x est constant
Scanner de 1ère génération détecteurs tube
Scanner de 1ère génération détecteurs tube
Scanner de 2 èmes générations détecteurs courbes tube
Scanner de 3 ème génération 1 couronne de détecteurs fixes tube
Scanner récents plusieurs barettes de détecteurs mobiles tube faisceau plus «épais»
Possibilité d énergie différente par tube Scanner bi-tube
Principe de l'acquisition Io θ Io k Mesures : I 1, 0 I n, 0 1 Io 0 I 1, θ I n, θ n I 1, k I n, k
Méthode non algébrique (Fourier Radon) Io θ Io k 1 Io 0 n
La rétroprojection (épandage) on additionne les réponses en conservant chaque direction d acquisition
La rétroprojection filtrée le filtrage diminue les artéfacts de reconstruction
Les différents filtres influence du nombre d incidences filtrage vs lissage notion de fréquence spatiale renforcement ou coupure de fréquences transformation de Fourier
Influence du nombre d angles modèle 8 32 64 128 256
Influence du filtre f s 1 1 f s 1 f s 0,5 0,5 0,5 0 0 0 0,5 0,5 0,5 f e Filtre rampe f e Filtre adapté f e Filtre trop lissant
Une vraie reconstruction original 10 32 256
Un pixel = une valeur de µ µ= 328 µ= 645
Les unités Hounsfield On peut calculer 2000 valeurs différentes de µ Chaque µ est exprimé en unité Hounsfield, sur une échelle allant de 1000 à +1000. La valeur 1000 est attribuée à l'air La valeur 0 est attribuée à l'eau La valeur +1000 est attribuée à l'os compact
Fenêtre totale +1000 20 niveaux B Air -1000 Eau N 0 2000 Calcium Tissu pulmonaire Muscle, Coeur Foie -1000 +1000 Os
Fenêtre " air " +1000 B 20 niveaux N 0 2000 Air -1000 Eau Calcium -1000 Tissu pulmonaire Muscle, Coeur Foie Os +1000
Fenêtre " tissu mou " +1000 20 niveaux B N 0 2000 Air -1000 Eau Calcium -1000 Tissu pulmonaire Muscle, Cœur, Foie Os +1000
Fenêtre " os " +1000 20 niveaux B N 0 2000 Air -1000 Eau Calcium -1000 Tissu pulmonaire Muscle, Coeur Foie Os +1000
Et la couleur? Fausse bonne idée!
Les scanners modernes Hélicoïdal, Multicoupes (64 256), Bi-tubes Très rapide (synchronisation respiratoire) Résolution améliorée : voxels de 0,2 x 0,2 x 0,2 mm Usage systématique du produit de contraste Irradiation plus importante Algorithmes de reconstruction plus complexes
Coupes non jointives 1 mm 5 mm Limites : une seule direction de plan de coupe et risque de ne pas voir de petites lésions.
Coupes jointives 1 mm transverse sagittal frontal Possibilité de réaliser des réorientations d axe selon n importe quelle direction. Condition indispensable pour une représentation 3 D
Les perfectionnements Les premiers scanners : une coupe par demi-rotation rotation alternative L introduction du scanner hélicoïdal : rotation en continue avec avancée du lit
L évolution des scanners standard
L évolution des scanners standard hélicoïdal
Le scanner hélicoïdal Avantages : plus grand nombre de coupes diminution du temps par coupe réduction du temps d examen : une apnée coupes jointives reconstruction 3D Inconvénient : augmentation de la dose absorbée
Le scanner à barrette unique épaisseur 1 mm une seule barrette de détecteurs une image par demi-rotation
Le scanner multicoupes plusieurs barrettes (2 à 64) épaisseur : 0,2 mm 2 à 64 images par demi-rotation
Scanners monocoupe et multicoupes
Épaisseur des coupes
L effet de cône
Détecteurs symétriques et asymétriques
Compensation de l effet de cône par les détecteurs asymétriques
T.D.M. bi-tube Deux générateurs de rayons X Deux détecteurs Deux utilisations possibles : Réduction de la durée d acquisition Acquisition double énergie Inconvénients : Dosimétrie identique ou augmentée Coût économique élevé.
La tomographie de Transmission L acquisition des informations Le scan hélicoïdal Le scanner multicoupes Amélioration de la résolution inter-coupes Le scanner bi-tube (application cardiologique) Mais, augmentation de la dosimétrie La phase de reconstruction Le choix des paramètres Reconstitution 3D L association avec d autres modalités
Exemples d images de TDM
Représentation 3 D
Reconstitution 3 D General Electric Medical Systems
Les examens utilisant les radiations ionisantes Effet cumulatif des doses reçues carnet de santé, carte à puce individuelle Précautions particulières : enfants femmes enceintes (contre-indication ±) Responsabilité médicale : vis à vis d un patient donné vis à vis de la communauté
Dose effective A partir de la dose absorbée (en Gray) on définit une dose effective (en Sievert) pour un être vivant, en tenant compte du type de rayonnement et du type de tissu biologique. On admet que pour les examens d imagerie (Radiologie et Médecine Nucléaire) on a : 1 Sievert (Sv) = 1 Gray (Gy)
Doses effectives en radiologie Cliché radiographique Radioscopie (1 mn) Ampli de luminance (1 min) Radiocinéma (1 min) Scanner (mode hélicoïdal) 0,2 2 msv 150 msv 10 msv 40 msv 100 msv
avec nos sincères remerciements pour son aide précieuse dans la réalisation de ce document à notre ami le Pr Jean Yves Devaux (St Antoine) année 2008-2009