Amélioration de la résolution des examens tomoscintigraphiques

myocardiques en utilisant un filtre de restauration de type Metz

Raja GUEDOUAR raja_guedouar@yahoo.fr

Boubaker ZARRAD

Habib HASSINE

Habib ESSABBEH

Unité d’imagerie médicale- Faculté de Médecine de Sousse-Tunisie

Journées Jeunnes Chercheurs-Aussois 2003

Plan Présentation des images de la Médecine Nucléaire

– La projection– La tomographie

Bases physiques et mathématiques Filtres

– Passe-bas– Restauration– Comparaison entre Passe-Bas et Restauration

Elaboration d’un filtre de type METZ– Mesure de la RI et Calcul de la FTM– Optimisation par la puissance spectrale et visuellement

Conclusion et perspectives

Tomoscintigraphie myocardique

La théorie sur laquelle est fondée la détermination de la perfusion myocardique par l’imagerie nucléaire est simple : Si un traceur diffusible est injecté dans une veine, sa distribution initiale dans les tissus sera proportionnelle au débit sanguin régional. Si le traceur a une destinée intracellulaire, il restera fixé un certain temps selon sa répartition initiale et si le traceur est radioactif et émet des rayons gamma de basse énergie ou moyenne énergie, il peut être détecté par une gamma – caméra, et la perfusion myocardique peut être étudiée par la mesure de la distribution spatiale du radioélément dans le myocarde. Le Thallium 201 sous forme de Chlorure, a été adopté comme traceur radioactif, sa distribution initiale est fonction du flux sanguin.L’acquisition tomographique la plus utilisée en MN, est la SPECT mais ces imagesscintigraphiques ont tendance à manquer de contraste : seul le myocarde bien perfusé est distingué. Des informations morphologiques (volume…), dynamiques ou fonctionnelles (perfusion…) ne sont pas facilement accessibles par le clinicien. D’où la nécessité d’un traitement préalable.

Présentation des images de la Médecine Nucléaire

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Tête de détection Unité de stockage et de traitement

Schéma d’une GC équipée de son collimateur et son système électronique et informatique.

Cristal scintillant

뷜Champ de vue

Rayonnements source radioactive

Collimateur à canaux parallèles : Seul le photon parallèle aux canaux sera détecté

Le principe général de la tomographie repose sur l'acquisition de projections de l'organe à explorer, à partir d'un plan de coupe image F, par rotation du détecteur (ici la g-caméra). Pour chaque angle de projection un profil de la radioactivité émise par l'organe est enregistré. Chaque plan image correspond à une coupe de l'organe.

Acquisition d'une projection à partir de la radioactivité émise par le cerveau

Méthodes de reconstruction tomographique

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Tomoscintigraphie à photon unique (SPECT)

• Principe:

-injection d’un radiotraceur qui a l’avantage de se fixer dans un organe specifique

-acquisition des photons uniques émises dans la direction perpendiculaire de collimateur

-determination de la position d’emission des photons acquises

• SPECT: Permet d'obtenir une représentation 3D d'une distribution radioactive à partir de plusieurs projections acquises autour du patient

• Le détecteur est animé d'un mouvement de rotation autour du patient 360° (cerveau) ou 180° (myocarde) par un le pas angulaire petit.

• La reconstruction des coupes transversales est réalisée par la rétroprojection filtrée ( technique la plus courante ) ou par des methodes analythiques iteratives

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La projection

Modèle mathématique d’une projection

RI : Réponse impulsionnelle de la gamma caméra. Fonction : du collimateur,

du rayonnement diffusé, de la profondeur de la source.

B : Bruit de Poisson ( bruit quantique ) dû au caractère aléatoire des émissions radioactives.N: nombre de coups au pixel(x,y); Im(x,y)=N ( N )1/2

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Bases physiques et mathematiques

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Système:Gamma-caméra

(RI ou FTM)

o(x,y)

O(u,v)

i(x,y)

I(u,v)

I(u,v)= O(u,v) . FTM (u,v) + B(u,v)i (x,y) = o(x,y) * RI(x,y) + b(x,y)

Produit de convolution

Domaines spatial et fréquentiel

Domaine spatialo(x,y)

RIi(x,y)

Domaine fréquentielO(u,v)FTMI(u,v)

TFD

TFDI

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Multiplication

La LMH correspond à la résolution spatiale de la Gamma caméra. C'est la taille de la plus petite structure qui peut être détectée

La FTM est exprimée par le rapport contraste image sur contraste objet.

TFD

x

1

A

RI

LMH

(en mm ou pixel)

FTM

Fréquence spatial (en cycle/mm ou cycle/pixel)

Fmax=0.5 cycle/pixel

Fmax

u

A

1

d(x,y) : dirac RI(x,y)Système:Gamma-caméra

Mesure de la RI Calcul de la FTM

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Par

tie

réel

leP

arti

e im

agin

aire

Par

tie

imag

inai

reP

arti

e ré

elle

Image TFD lignes TFD colonnes

Spectre

Centrage

TFDI lignesCentrage TFDI colonnes

La transformation discrète de Fourier 2DLa transformation discrète de Fourier 2D

Echelle Logarithmique

Filtres

Une projection est dégradée par :

– La présence de rayonnement diffusé et la résolution limitée en énergie du détecteur ;

– Le bruit de poisson : étant donné le nombre de coups limité, les projections présentent un taux de bruitage important;

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-La résolution spatiale limitée du système détecteur associé à son collimateur (de l’ordre du cm).

d’où la nécessité d’appliquer un traitement pour corriger ces facteurs: Atténuation, diffusion et perte en résolution

Une qualité médiocre des tomographiques reconstruites à partir de ces projections

Les différentes étapes du filtrage dans le domaine spatial

FFTD

FFTITronc.

Image brute

Image filtrée

Spectre(echelle Ln)

X

X

Filtre 2D

=

=

Spectre Filtré

Spectre FiltréImages tronquées

Affichage

Choix de la fonction de filtrage

Détecteurs GC non parfaits (collimateur)

Seules les fréquences les plus basses présentes dans l’objet seront transmises correctement

Pour compenser cet inconvénient, la fonction du filtrage choisie doit permettre:

l’amplification des basses fréquences: Amplification des informations utiles

la récupération des moyennes fréquences où il peut exister des informations utiles

L’élimination des hautes fréquences: Prédominance du bruit

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Par contre, les hautes fréquences qui contiennent des informations utiles sur les contours de l’organe sont noyées dans le bruit, ce ci va causer des incertitudes dans la detetection du contour

Description

²

H(u, v) = 0

Basses fréquences Moyennes fréquences Hautes fréquences

I(u,v)>>B(u,v) I(u,v) ~B(u,v) I(u,v)<<B(u,v)

0=v)O(u,

v)FTM(u,

1=v)H(u,

v)FTM(u,

v)I(u,=v)O(u,

Restauration DébruitageTransition

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Les filtres de restauration sont désignés pour la déconvolution de la réponse impulsionnelle du système de détecteur de l’image obtenue avec la contrainte de minimiser l’effet du bruit

Restauration d’images

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L’ensemble des méthodes développées pour compenser les dégradations connues ou estimées et rétablir la qualité initiale

Filtres de restauration

Amélioration de la résolution

Description

But : Retrouver une image aussi proche que possible de l’objet

Conditions Estimation du bruit de l’image Connaissance de la FTM

Résultat Réduction du bruit Amélioration de la résolution spatiale

Description Filtre inverse en basses fréquences Filtre passe-bas en hautes fréquences

Deux filtres Filtre de Metz Filtre de Wiener

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Réponse idéale d’un filtre de ‘restauration’ utilisé en MN

Inverse Transition Lissage

0 0,25 0,5Fréquence spatial ( cycles/pixel )

Am

pli

tud

e0

0

,5

1

1

,5

2

2,5

Filtre inverse

Am

pli

tud

e0

0

,7

1

2

0 0,25 0,5Fréquence spatiale ( cycles/pixel )

Filtre inverseX=

u

Le filtre de Metz

x : facteur du filtre de Metz, peut être adapté au niveau du bruit de l'image donc au nombre de comptage

x=15x=10x=7x=5x=3x=2x=1 : Correspond à la FTM de forme gaussienne

FTM: soit estimée à partir de l‘image dégradée

soit calculée à partir des RI mesurée directement, sous l’appareil

ObjectifObjectif Mise au point d’un filtre de

restauration pour les tomoscintigraphies cardiaques applicable en routine dans le

service de MN

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Pratique

Procédure d’optimisationet de conception:

Adopter les mêmes conditions d’acquisition réelles de l’examen scintigraphique (énergie, traceur,distance source collimateur, matrice d’acquisition, rotation,..)

Mesurer la RI (en faisant l’acquisition d’une source ponctuelle) et calculer la FTM correspondante

Chercher un modèle (gaussian, exponentiel..) qui presente une bonne corrélation avec la FTM expérimentale. L’introduire dans l’équation de Metz.

Optimiser le choix de x tel que le filtre garde un gain supérieur à 1 pour toutes les fréquences inférieures de la fréquence correspondant au début de prédominance du bruit

Mesure de la RI

H varie de 0 à 10 cm

Calcul de la FTM

RI après lissage annulaire 1D

RI à 15cm du collimateur et à 3 cm dans l’eau

FTM réelle et approchées

Interface programme-utilisateur

Filtre deMETZ

Allure du filtre optimal

Fc

fixe

X variable

Acquisition sur fantôme

FantômeAcquisition d’une projection

Résultats 1

Taille réelle du fantôme

Butterworth Metz

Gain en résolution

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Filtre Brute Hanning Butterworth Metz

Puissance pectraleet allure du filtre

Filtered

Projection

Transverse

Slice

Sagittal

Slice

Coronal

Slice

Effet du choix du filtrage bidimensionnel en pre-reconstruction

Butterworth est mieux que Hanning:moins du bruit et plus de resolutionMais Metz est mieux que Butterworth: Une meilleure resolution

roi 1:roi 2:

9 coups/pixel101 coups/pixel

Cmmoyen= 83%

12

Metz

Résultats 3

roi 1:roi 2:

27 coups/pixel99 coups/pixelCbmoyen= 57%

21

Butteworth

Augmentation du contraste des tomographies filtrées en préreconstruction par Metz

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Amélioration de la résolution de l’examen tomoscintigraphies myocardiques filtrées en préreconstruction par Metz

Conclusion et perspectives

L’application et l’optimisation du filtre de Metz en pre-reconstruction pour les tomographies myocardiaques permet

Introduire une amélioration qualitative et quantitative

Permettre une interprétation plus aisée des examens en temps réel

Elle est en plus RapidePratiqueInteractive

Validation de ces résultats observés sur des images simulées Utilisation pour la quantification de la perfusion

Perspectives

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Corriger la perte en résolution spatiale

Merci pour votre Merci pour votre attention….attention….

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