Emel CHAIEBMaster 2ème Année Recherche

Radiophysique et Imagerie MédicalesOption 1 : Physique Radiologique et Médicale

Université Paul Sabatier Toulouse III

Stage du 16 Janvier au 22 Juillet 2006

ETUDE DES PARAMETRES D’ACQUISITION SCANNER EN VUE DE LA REALISATION D’UNE 

DOSIMETRIE 4D(Pour le traitement du cancer du poumon)

Responsables du stage :                       Tuteur pédagogique et rapporteur :

Mme Chantal GINESTET,            Pr. Michel TerrissolMelle Myriam AYADI,M. David SARRUT,M. Simon RIT.

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Lieu du stage : Unité de Physique et de Recherche  Centre Léon Bérard   28 Rue Laënnec – 69008 Lyon

PLAN

REMERCIEMENTS

PRESENTATION DU CENTRE

PARTIE 1 : BIBLBIOGRAPHIE

I­ INTRODUCTION

II­ LE MOUVEMENT EN RADIOTHERAPIEII­1. Problématique et quantificationII­2. Méthodes de prise en compte du mouvement respiratoire

III­ LE CONCEPT DE LA RADIOTHERAPIE 4DIII­1. L’imagerie 4DIII­2.Acquisition   d’un   scanner   4D:   Conditions   nécessaires   et 

suffisantes pour l’Acquisition 4D

IV­ SUJET DE STAGE­PERSPECTIVES

PARTIE 2 : ACQUISITIONS SCANNER SUR LE PET­SCAN (2 barrettes) du service de Médecine nucléaire

I. INTRODUCTION

II. MATERIEL ET METHODESII­1. Image de référence, fantôme statique

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II­2. Mode axialII­3. Mode hélicoïdalII­4. Mode CINE

III. CONCLUSION GENERALE

PARTIE 3 : LA BAGUETTE 4D

I. INTRODUCTION

II. MATERIEL ET METHODES

1) Critères requis2) Description du système3) Extraction du signal 

III. EXPERIMENTATION

III.A) Test sur sujet sain

A.1­ Objectifs

A.2­ Matériel et méthodesA­2.a) Acquisitions vidéoA­2.b) Extraction du signal

A­2.c) Synchronisation

A.3­ RésultatsA­3.a) Evaluation de l’amplitude

A­3.b) Evaluation de la phaseA.4­ Discussion

III.B) Test sur fantôme

B.1­ ObjectifsB.2­ Matériel et méthodesB.3­ RésultatsB.4­ Discussion

III.C) Test sur patient

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C.1­ ObjectifsC.2­ Matériel et méthodesC.3­ RésultatsC.4­ Discussion

V. CONCLUSION BAGUETTE 4D

REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES

ANNEXES

INDEX

REMERCIEMENTS

Je souhaite   tout  d’abord remercier  Monsieur  Thierry PHILIP,  directeur  général  du Centre  Léon  Bérard,  ainsi  que   le  Docteur  Christian  CARRIE,   responsable  du   service  de Radiothérapie du Centre Léon Bérard pour m’avoir permis de faire ce stage au sein du service de radiothérapie de cet établissement.

Je remercie tout particulièrement Mme Chantal GINESTET, responsable de l’unité de radiophysique du service de radiothérapie pour m’avoir accueillie dans son service et pour m’avoir donné l’opportunité d’évoluer dans ce milieu.

Je  tiens à  exprimer  mes sincères   remerciements  à  Myriam AYADI,  physicienne et doctorante,   ainsi   que   Simon   RIT,   ingénieur   en   informatique   et   doctorant,   pour   leur disponibilité et toute l’aide aussi précieuse qu’efficace qu’ils m’ont apportée tout au long de mon stage.

Un grand merci également à David SARRUT, responsable de l’équipe de recherche du Centre associée à ce service, pour ses conseils précieux.

Il ne faut surtout pas oublier toute l’équipe des physiciens qui a vraiment été très à l’écoute et d’une grande gentillesse à mon égard. Celle­ci se compose de Claude MALET, Jean­Noël BADEL, Marie­Claude BISTON, Frédéric LAFAY et Frédéric GASSA.

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Un remerciement  à  Peggy DUBS ainsi  qu’à  Cyril  DECKER,  tous   les  deux aides­physiciens, ainsi que Thierry MARTEL et Grégory ORTEGA, ingénieurs service­client pour Elekta pour leur bonne humeur et leur disponibilité également. L’esprit d’équipe de ce service a largement contribué au bon déroulement de ce stage  et m’a encouragée à développer mes premières expériences dans le domaine de la radiophysique.

Un remerciement particulier à André Devarenne, dit Dédé, pour son aide apportée lors de la conception de notre système.

Je   tiens   aussi  à   remercier   tout   l’ensemble  du   service,  médecins,  manipulateurs   et manipulatrices du service, hôtesses ainsi que secrétaire pour leur accueil chaleureux et leur disponibilité.

Pour   finir,   je   remercie   Michel   TERRISSOL,   responsable   de   l’option   Physique radiologique et médicale du Master2 de recherche en radiophysique et imagerie médicales, pour sa gentillesse ainsi que sa disponibilité.

PRESENTATION DU CENTRE

Le centre régional de lutte contre le cancer Léon Bérard, basé à Lyon, est l’un des 20 centres de lutte contre le cancer de France. Il est affilié à la Fédération nationale des Centres de lutte contre le Cancer (FNCLCC).Pour la deuxième fois, son activité est certifiée sans recommandation par la Haute Autorité en Santé (compte rendu janvier 2006).

C’est un établissement de soins spécialisé en cancérologie. Le CLB a trois missions essentielles : les soins, la recherche et l’enseignement.Le schéma régional d'organisation sanitaire (SROS) reconnaît le Centre Léon­Bérard comme pôle de référence régional de cancérologie. En novembre 2000, le CLB a obtenu son accréditation, sans réserve, auprès de l'Agence 

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Nationale d'Accréditation et d'Evaluation en Santé (ANAES). C'est le premier CRLCC accrédité en France.

Le CLB a une vocation régionale qui couvre les huit départements de la région administrative Rhône­Alpes (Ain, Ardèche, Drôme, Isère, Loire, Rhône, Savoie, Haute­Savoie), mais son rayonnement va bien au­delà puisqu'il prend aussi en charge des malades venant d'autres départements français et même de l'étranger.

Statut et financement

Le Centre Léon­Bérard est un établissement de soins privé à but non lucratif, participant au service public hospitalier (PSPH).En attendant la mise en œuvre complète du dispositif de tarification à l’activité des établissements de santé (T2A) en 2012, le CLB reçoit chaque année une dotation budgétaire globale pour une partie de son fonctionnement. Désormais, le CLB applique progressivement le nouveau mode de financement des hôpitaux : la tarification à l'activité (T2A), qui permettra demain aux établissements d’être financés en fonction de leur activité réelle.

Plus de 150 chercheurs travaillent au quotidien aux côtés des praticiens pour comprendre et étudier les mécanismes qui conduisent à la formation tumorale, pour identifier des facteurs moléculaires pronostiques, développer des outils de diagnostic et des cibles thérapeutiques.On recense actuellement plus de 200 publications scientifiques dans des journaux internationaux à comités de lecture.

PARTIE 1 : BIBLIOGRAPHIE

I. Introduction   

Les cancers représentent la deuxième cause de mortalité  après les maladies cardio­vasculaires.  Parmi les cancers,  le cancer du poumon est  celui qui est  responsable du plus grand nombres de décès (24 417 en 1997 en France). Sa fréquence est stabilisée chez l’homme mais elle augmente chez la femme. Celui­ci est dû à la transformation de cellules bronchiques en cellules cancéreuses.

La   radiothérapie   conventionnelle   est   de   plus   en   plus   délaissée   au   profit   de   la radiothérapie conformationnelle beaucoup plus précise. Celle­ci peut être définie comme étant une radiothérapie dans laquelle la dose de rayons est distribuée de façon homogène au niveau de la tumeur, alors qu'elle est réduite dans les structures saines. Les facteurs participant à cette optimisation balistique sont technologiques (la distribution précise de la dose est réalisée par l'intermédiaire   de   collimateurs   multi   lames   contrôlés   par   ordinateurs)   et   informatiques (algorithmes   de   calcul   de   dose,   segmentation   automatique   de   volumes,   fusion   d’images, etc…).  Par  conséquent,   le   taux de  complications  radiques  est   fortement  diminué  pour   les tumeurs immobiles. 

Depuis quelques années, la radiothérapie conformationnelle tridimensionnelle RT3D connaît un véritable essor car elle a pour vocation d’aboutir à une irradiation de très haute précision   en   intégrant   dans   la   procédure   de   traitement   les   derniers   développements 

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technologiques de l’imagerie médicale.  L’objectif  est  d’optimiser  l’irradiation des volumes cibles pour éviter les récidives, tout en épargnant le plus possible les tissus sains. Mais   aussi,   l’évolution  des   systèmes   de  planification  de   traitement   et   l’amélioration   des moyens de contention personnalisés pour le patient participent massivement à l’objectif.

A terme, la protection accrue des tissus sains permet d’envisager une augmentation importante   de   la   dose   tumorale.   Cependant   pour   augmenter   la   dose   sans   accroître   la morbidité,  une réduction sensible  des marges  de sécurité  entourant   le  volume tumoral  est souvent nécessaire, et cela requiert une précision d’autant plus grande.

Les tumeurs immobiles ou à faibles déplacements sont aujourd’hui définies avec de faibles marges de sécurité mais il persiste encore de gros problèmes dosimétriques en ce qui concerne   les   tumeurs  mobiles.  Les  mouvements   respiratoires   sont   en  effet  à   l’origine  de nombreux déplacements tissulaires thoraciques et abdominaux. Ils regroupent une difficulté balistique et une difficulté dosimétrique due à la grande hétérogénéité des tissus traversés. La qualité   de   traitement   est   alors   diminuée   et   le   gain   apporté   par   la   radiothérapie conformationnelle est moindre. Les champs d’irradiation sont agrandis et la quantité de tissu sain irradié est fortement augmentée impliquant une hausse des complications radiques chez le   patient.   La   solution   la   plus   pertinente   est   sans   aucun   doute   la   prise   en   compte   des mouvements respiratoires et donc tumoraux afin d’éviter un sous dosage des tumeurs et un surdosage des tissus sains. Les techniques d’asservissement respiratoire ont ainsi pour objectif de palier au problème des traitements avec déplacement tumoral.

Le mouvement respiratoire pose donc des problèmes majeurs en radiothérapie, d’où la nécessité de quantifier ce mouvement afin de le prendre en compte lors du traitement de la tumeur et d’éviter un échec du traitement local.

II. Le mouvement en radiothérapie   

II­1. Problématique et quantification

Un problème majeur se pose à  la radiothérapie conformationnelle : l’irradiation des tumeurs   mobiles.   En   effet,   plusieurs   types   de   mouvements   physiologiques   induisent   des déplacements   tumoraux   et   ces   derniers   sont   essentiellement   respiratoires,   cardiaques   et digestifs.   Les   mouvements   respiratoires   sont   les   plus   importants   avec   des   excursions diaphragmatiques   moyennes   de   16   mm   mais   pouvant   atteindre   52   mm  Cf.[Gir2000].   Il apparaît   alors,   sous   l’influence   du   diaphragme,   des   mouvements   non   négligeables   dans l’ensemble du thorax mais aussi dans l’ensemble de l’abdomen. De plus selon la localisation de la tumeur, le mouvement est différent. En effet, le mouvement est plus important au niveau du lobe inférieur (diaphragme) et surtout dans le sens « tête­pied ». Par ailleurs, le mouvement respiratoire   peut   induire   un   flou   pendant   l’acquisition   scanner,   ce   qui   peut   être   source d’erreur. Il faut donc être le précis possible car les mouvements peuvent engendrer un risque de surdosage au niveau des tissus sains ou de sous dosage au niveau de la tumeur lors du traitement, et donc conduire à un échec du traitement local.

II­2. Méthodes pour la prise en compte du mouvement respiratoire

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En   radiothérapie   de   conformation,   l’amplitude   des   marges   de   sécurité conditionne   la   précision  du   traitement.  Leur   surestimation  entraîne  une   exposition accrue  des   tissus   sains   avec   augmentation   du   risque  de   complications.  L’ICRU   a spécifié les marges à appliquer : 

• le 1er volume, le volume macroscopique (GTV) comprend les zones tumorales visibles en imagerie

• autour du GTV, le volume cible anatomo­clinique (CTV) prend en compte les zones susceptibles d’être envahies

• autour du CTV, l’ITV  (le volume qui nous intéresse plus particulièrement) prend en compte les mouvements du CTV (s’il y en a)

• autour de l’ITV (ou du CTV s’il l’on considère que le mouvement est nul), le PTV est défini  par  l’addition d’une marge de mise en place afin de prendre en compte  les incertitudes   de   positionnement   pendant   le   traitement   ainsi   que   les   incertitudes dosimétriques. 

La solution idéale serait d’adapter la balistique à chaque déplacement de la tumeur.

• Il existe plusieurs méthodes pour la prise en compte du mouvement respiratoire dont une assez empirique, qui consiste à irradier la tumeur dans la globalité de ses déplacements comme le montre la figure ci­dessous. Selon les rapports de l’ICRU 50&62, la marge de sécurité ITV (Internal Margin Volume) comprend alors tout le déplacement de la tumeur qui est ainsi irradiée de façon continue lors   d’une   respiration   libre.   Le   PTV   (Planning   Target   Volume)   prend finalement en compte les erreurs de repositionnement, ou «Set­up Margin », autour de l’ITV.

• Pour diminuer ces marges il existe plusieurs techniques de traitements :

ICRU 50&62

Figure 1 : Définition des marges de sécurité en radiothérapie par l’ICRU 50&62.Méthode empirique de traitement des tumeurs mobiles

GTV (Gross Target Volume)

CTV (Clinical Target Volume)

ITV (Internal Target Volume)

SM (Set­up Margin)

PTV (Planning Target Volume)

Excursion maximale de la tumeur

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• le   traitement   par   blocage   respiratoire   actif   ou   passif grâce   à   l’utilisation   d’un spiromètre, ou de l’Active Breathing Coordinator (ABC).

• le tracking qui correspond à la synchronisation du mouvement du faisceau avec celui de la tumeur (il peut être temporel et spatial).

• le traitement en respiration libre réalisé :* ou bien par la mesure de l’amplitude thoracique que l’on inclut dans le calcul 

des marges de sécurité,* ou bien en délivrant l’irradiation à un moment précis, planifié à l’avance du 

cycle   respiratoire.   C’est   ce   que   l’on   appelle   le  gating   en   respiration   libre. Généralement   le   moment   respiratoire   choisi   se   situe   en   expiration,   phase   la   plus reproductible   du   cycle   respiratoire.   Le   gating   en   respiration   libre   consiste   en   un déclenchement automatique des appareils  de  traitement qui  sont synchronisés à  un niveau   respiratoire   donné.   Le   système   le   plus   utilisé   pour   le   suivi   du   rythme respiratoire est le Real­time Position Management. Par ailleurs, toutes les études sur le volume et la déformation ont montré une amélioration au niveau des paramètres de qualité  de  l’image quand  le gating était   implémenté  sur des objets en mouvement. Cf.[Win05]. Il en est bien sûr de même pour la distribution de la dose.

III. Le concept de la radiothérapie 4D   

L'utilisation de  techniques 4D correspond à   la  radiothérapie  tridimensionnelle   tenant compte du temps d'irradiation. Cela permet d'améliorer considérablement la précision de la prévision et de calculer la dose réellement prise par l'organe critique voisin.

III­1.L’imagerie 4D

La tomodensitométrie corrélée à la respiration ou acquisition tomodensitométrique 4D est définie comme l’acquisition d’une séquence d’images TDM 3D définie sur des moments consécutifs du cycle respiratoire Cf.[Kea04]1, [Sen05] 

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L’intérêt d’acquisitions 4D lors de tumeurs et d’organes en mouvement au cours du temps est multiple ; l’imagerie 4D permet :

• la distinction entre les tumeurs mobiles et non mobiles d’où le choix de la   modalité   de   traitement   la   plus   adaptée   pour   le   patient   (blocage respiratoire ou non);

• la   comparaison   des   plans   dosimétriques   réalisés   à   des   temps respiratoires différents d’où le choix de la phase respiratoire optimale pour le patient en cas de gating ;

• la connaissance des mouvements des organes et de la tumeur au cours du cycle respiratoire d’où l’adaptation des marges de traitement pour le patient en cas de respiration libre.

L’imagerie 4D requiert 2 éléments :• une acquisition sur­échantillonnée, fine et donc longue pour avoir un 

maximum d’images représentant le volume à des instants respiratoires différents.

• la connaissance du mouvement respiratoire au cours de l’acquisition qui permet   le   tri   des   images   correspondant   aux   mêmes   instants respiratoires.

III­2.Acquisition d’un scanner    4D :  Conditions  Nécessaires  et  Suffisantes pour l’acquisition 4D.Cf.[Pan05], [Win05] et [Kea04]2

• L’acquisition en mode hélicoïdal   Les scanners les plus récents ont un mode d’acquisition axial et hélicoïdal (figure2). Ce 

dernier correspond à la possibilité de combiner une rotation continue du couple tube­détecteurs autour d'un lit d'examen, et un déplacement à vitesse constante de celui­ci durant l'acquisition. Le tube à rayons X réalise ainsi un déplacement en hélice, décrivant un cylindre, si on se place dans un repère lié à la table. Le déplacement de la table pendant une rotation de 360° du tube à rayons 

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X est déterminé par le facteur d’acquisition « pitch ».  Le déplacement de table sur 1 tour est égal au pitch multiplié par la collimation nominale du faisceau ou épaisseur couverte par le faisceau selon l’axe de la table (sens tête­pied du patient).Les coupes sont  jointives  lorsque  le pitch est  égal à  1 :   la  distance parcourue est  égale à l’épaisseur balayée. Il y a superposition d’information lorsque le pitch est inférieur à 1 et perte d’information lorsqu’il est supérieur à 1.

En  mode   hélicoïdal  l’avancée   de   la   table   pendant   le   cycle   respiratoire   doit   être inférieure ou égale à la largeur de détection (correspondant à l’épaisseur de coupe). Ceci se traduit par la relation :

• Pitch ≤ Temps rotation/ (Cycle respiratoire+Temps rotation) pour une interpolation de 360° 

• Pitch ≤ Temps rotation/ (Cycle respiratoire+ 2/3 Temps rotation)pour une interpolation de 180°

• L’acquisition en mode axial      :  L'acquisition   d'un   grand   nombre   de   projections   (mono­dimensionnelles)   d'une 

coupe axiale transverse (bidimensionnelle) permet la reconstruction mathématique de l'objet examiné.  L'acquisition  de  ces  projections   s'effectue  en  déplaçant,  par   rotation,  un   tube  à rayons  X  associé  à   un  ensemble  de  détection,   le  patient  étant  placé   entre   le   tube  et   les détecteurs (figures 3).

 

Figure 3 : Principe d’acquisition des données sur un scanner.En mode axial, le temps de cycle ou le temps à une position donnée doit être supérieur 

ou égal au temps respiratoire du patient additionné au temps de reconstruction d’une image. Ce dernier est égal au temps de rotation avec un algorithme d’interpolation de 360° et au 2/3 du temps de rotation du tube avec un algorithme d’interpolation de 180° (240° en comptant l’angle du faisceau de 60°).

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 Figure 2 – Acquisition hélicoïdale en tomodensitométrie

Si l’on compare le mode axial et le mode hélicoïdal, avec des conditions d’acquisition de  données   suffisantes  pour   le  4D­CT,   le  mode   axial   s’avère  être   le  mieux   adapté   pour l’acquisition 4D Cf.[Pan05] ; son inconvénient reste le temps d’acquisition relativement lent mais qui peut être amélioré lorsque le nombre de canaux du scanner augmente.

Les inconvénients principaux du mode spiralé sont le rendement de dose et le profil de coupe ;   le   rendement  de  dose  est  défini  comme  le   rapport  entre   le   temps  utilisé  pour   la reconstruction des images et durant lequel le patient est soumis aux RX sur le temps total durant lequel le patient est « irradié ». En mode axial le rendement est de 100% : toutes les données collectées sont utilisées pour la reconstruction d’images. En mode hélicoïdal il est compris entre 90 et 100%.

On constate également un élargissement du profil de coupe dû à  l’interpolation des données à   la reconstruction en mode hélicoïdal alors qu’en mode axial le profil  de coupe correspond à la collimation de la coupe de l’acquisition.

III­3.La prise en compte du mouvement respiratoire 

Celle­ci peut se faire par 2 méthodes :­méthode d’acquisition de flou de mouvement 3D­méthode d’acquisition 4D 

Actuellement au Centre Léon Bérard, la prise en compte du mouvement au cours de l’acquisition des données est faite par un scanner 3D flou : l’image est acquise pendant un temps correspondant environ à une période respiratoire de sorte à obtenir un flou représentatif du mouvement.Pour   ce  qui   est  de  ce   flou  de  mouvement,  des  études  au  CLB  on  montrés  qu’en  mode hélicoïdal le flou dû au mouvement augmente avec la diminution du pitch.  Ce flou apparaît comme une superposition de couches de niveaux de gris différents.

En mode axial le mouvement apparaît moins régulier ; les données sont récupérées de manière discontinue.

L’acquisition d’une image 4D du poumon constitue également une bonne technique d’imagerie dans l’optimisation des marges ou de l’asservissement respiratoire Cf.[Sen05].Une acquisition 4D représente une séquence d’images 3D au long d’un cycle respiratoire. Les  protocoles   actuels   synchronisent   l’acquisition  des   coupes   avec   un   signal   respiratoire (spiromètre, RPM, ...). Les données sont ensuite triées pour reconstruire des images 3D à des instants différents du cycle respiratoire Cf.[Ved02].

IV. SUJET DE STAGE   

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C'est dans l'optique de la réalisation d'une dosimétrie 4D que s'insère mon sujet de stage.  En effet,   l’objectif  est,  dans  un  premier   temps,  de  poursuivre   la  mise  au  point  de protocoles  d’acquisition  d’images  4D afin  d’explorer   les   possibilités  d’acquisition  4D en extrayant le signal respiratoire des images acquises, puis, après avoir fait un tri des coupes scanner selon la phase respiratoire du patient, de réaliser une dosimétrie « expiratoire » et une dosimétrie « inspiratoire ». Les marges de mouvements internes autour de la tumeur seront ainsi estimées ainsi que la variation de dose reçue par les poumons (à partir des histogrammes dose volume).

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PARTIE 2 : ACQUISITIONS SCANNER SUR LE PET­SCAN (2 barrettes) du service de Médecine nucléaire

I. INTRODUCTION

Dans le cadre de nos travaux dans le domaine de l’imagerie des organes en mouvements, nous développons   de   nouvelles   méthodes   d’acquisition   et   de   post­traitements.   En   effet,   les méthodes standards ne permettent pas toujours une correction totale des mouvements et donc n’optimisent pas le diagnostic. Ainsi, notre nouvelle approche est de prendre en compte les mouvements physiologiques dans les processus d’acquisitions, de reconstructions et de post­traitements.Les scanners 4D commercialisés actuellement consistent a priori en un scanner conventionnel synchronisé   à   l'acquisition   d'un   signal   respiratoire.   Pour   vérifier   cette   hypothèse,   nous procédons à l'acquisition d’images 4D avec différents protocoles d’acquisition sur un scanner non prévu à cet effet.

II. MATERIEL ET METHODES

Nous disposons  d’un  plateau  dynamique de  mouvement   sinusoïdal  et  mono­dimensionnel dans la direction antéro­postérieure (cf. figure 4).

Figure 4 : Fantôme dynamique

Ce  mouvement,   d'amplitude  2   cm  et   de   période  4.3   sec,   est   censé   représenter   un   cycle respiratoire commun. 

Différentes images CT de ce plateau sont acquises avec un PET­CT GEMINI MX8000 2 barrettes (cf. figure 5).

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Sens du mouvement du plateau

Figure 5 : PET­ScanPour cela, différents protocoles sont utilisés.Les acquisitions sont comparées suivant 3 critères principaux :

• La distance Rs dans la direction cranio­caudale entre les coupes axiales successives prises à un même instant respiratoire qui permet d’évaluer la résolution spatiale  inter coupe d’un instant du cycle respiratoire.

• Le nombre Rt de coupes axiales acquises par cycle respiratoire qui permet d’évaluer la  résolution temporelle d’échantillonnage du cycle respiratoire.

•  La distance d(80­20) entre le 80% et le 20% du maximum de niveau de gris qui permet d’évaluer le flou dans l’image : on peut comparer les acquisitions sur ce critère en le calculant pour chacune d’elles. Ce calcul est détaillé pour chaque acquisition dans les fichiers Excel ci­joints.

II­1. Image de référence, fantôme statique:

Toutes les acquisitions vont être comparées entre elles mais aussi par rapport à une image de référence acquise avec le fantôme statique. 

Pour celui­ci, le profil obtenu (niveaux de gris en fonction des positions) est le suivant :

Pour celui­ci, la distance d(80­20)= 1,02 mm

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II­2. Mode axial

Une seule acquisition a été faite.

1) Expérience :

Start : 15 mmLongueur : 75 mmNombre de coupes : 75Résolution : StandardEpaisseur : 1×1 mmIncrément : 1mmTemps de rotation : 0.5sTemps de cycle : 0.5sScan angle : 240°120 kV100 mAs

2) Résultats :

Rs = 3,1 mm Rt = 3 coupes par cycle. d(80­20)=1,314 mm

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3) Discussion :

La qualité de l’image est plutôt bonne, il n’y a pas trop de flou dans l’image (On trouve un d(80­20)=1,314 mm), mais il y a un phénomène de  sous  échantillonnage temporel du  cycle respiratoire très marqué (lié aux mouvements du fantôme d’une coupe à l’autre).

II­3. Mode hélicoïdal

On va ici comparer des coupes scanner se situant à peu près à la même position dans une phase du cycle respiratoire (là où il y a le plus de flou) sans se préoccuper du fait que l’on soit en montée ou en descente du plateau du fantôme.

A. ACQUISITION N°1   

1) Expérience : 

Longueur : 117 mmNombre de coupes : 195Pitch : 1Epaisseur : 0.6mmRésolution : StandardIncrément : 0.6 mmTemps de rotation : 0.5s120 kV100 mAs/coupe.

2) Résultats :

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Rs = 9mm Rt = 15 coupes/cycle d(80­20)=6,1 mm

3) Discussion :

On a environ 15 coupes/cycle, la résolution temporelle du cycle est plutôt bonne.Il n’y a donc  pas de problème de sous échantillonnage temporel  du cycle respiratoire comme c’est le cas en mode AXIAL.La résolution spatiale est de l’ordre de 9 mm, ce qui est mauvais et exclut ce mode.On a plus de flou dans chaque coupe (on trouve d(80­20)=6,1 mm) mais du point de vue du mode hélicoïdal en général, le flou n’est pas trop important même s’il est bien plus important que celui des modes axial et cine.Le flou n’est pas trop important   du point de vue du mode hélicoïdal en général mais la mauvaise résolution spatiale exclut ce mode.

B. ACQUISITION N°2   

1) Expérience :

On modifie uniquement le pitch ­> Pour vérifier si cela améliore la résolution spatiale comme on le prévoit.

Pitch : 0.5Longueur : 66 mmNombre de coupes : 110Epaisseur : 0.6 mmIncrément : 0.6 mmTemps de rotation : 0.5sTemps de scan : 66.64s

2) Résultats :

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Rs = 4,5mm Rt = 7 coupes/cycle d(80­20)=8,7 mm

3) Discussion :

La résolution spatiale est bien mieux (4,5mm) mais on a beaucoup plus de flou (on a un d(80­20)=8,7 mm) ce qui exclut ce mode.Pour ce qui est de la résolution temporelle, on a environ 7 coupes par cycle, de ce point de vue­là, cette acquisition est moins bonne que la précédente.

C. ACQUISITION N°3   

1) Expérience :

On diminue juste l’incrément. 

Incrément : 0.2 mm au lieu de 0.6mm

2) Résultats :

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Rs = 4,5mm Rt = 22 coupes/cycle. d(80­20) de 7,6 mm

3) Discussion :

Le pitch étant le même, cela ne change rien à la résolution spatiale.Pour ce qui est  de  la résolution  temporelle  elle est  bien mieux, on a  cette  fois­ci  22 coupes par cycle.Il n’y a pas trop de changement au niveau du flou (d(80­20) de 7,6 mm) mais il y a bien  plus de coupes.

D. ACQUISITION N°4   

1) Expérience :

Idem que la première acquisition de ce mode mais avec un incrément inférieur.Pitch = 1Incrément = 0.2mmCollimation = 2×0.5Temps de scan = 80.72smAs/coupe = 80CTDIvol = 11.6 mGyDLP = 189.2 mGy/cm

2) Résultats :

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Rs = 9mm Rt = 45 coupes/cycle d(80­20) = 4,2 mm

3) Discussion :

La résolution temporelle est de l’ordre de 45 coupes par cycle (le triple de ce qu’on avait trouvé pour la première dont l’incrément valait le triple de celle­ci).Pour ce qui est de la résolution spatiale, elle vaut environ 9 mm. Le pitch étant le même, elle ne change pas. On trouve un  d(80­20)  qui vaut  4,2 mm. Donc tel qu’on l’avait prévu, une acquisition scanner en mode hélicoïdal présente moins de flou lorsque le pitch vaut 1 et l’incrément 0.2 mm.

Conclusion sur le mode hélicoïdal jusqu’ici

On   a   pu   remarquer   que   pour   améliorer   la  résolution   temporelle,   il   fallait   diminuer l’incrément  et  que la variation de ce paramètre n’avait  aucune influence sur la résolution spatiale.

Pour   ce  qui   est  de   la  résolution   spatiale,  pour   l’améliorer,   il   faut  diminuer   le  pitch. Cependant, cela engendre un flou de plus en plus important à mesure qu’on le diminue. Il y a donc un compromis à trouver. Pour cela, on pourrait faire une autre acquisition en voyant l’influence d’un autre paramètre, récemment instauré  dans la nouvelle interface informatique du   PET­Scan du Centre Léon Bérard, qui est la collimation. Il faudrait diminuer le pitch et l’épaisseur de reconstruction tout 

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en gardant  la même collimation et  ainsi  voir  l’influence sur  le flou, car c’est  ce flou qui engendre des problèmes d’interpolation. L’acquisition prévue n’est malheureusement pas faisable car lorsqu’on a fixé la collimation on ne peut qu’augmenter l’épaisseur et non la diminuer comme prévu.On a décidé  de procéder à  une autre acquisition :  on se place dans les mêmes conditions qu’une des acquisitions où  on retrouve pas mal de flou puis on augmente l’épaisseur (cf. Acquisition 5) et on regarde l’influence sur le flou.

E. ACQUISITION N°5   

1) Expérience :

Idem que la première acquisition de ce mode mais avec une épaisseur = 1,5.

Pitch = 1Epaisseur 1.5mm

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Longueur = 50.1mmIncrément = 0.6mmRésolution StandardCollimation = 2×0.5Temps de scan = 25.79sTemps de rotation = 0.5skV = 120mAs/coupe = 100CTDIvol = 14.6 mGyDLP = 76.6 mGy/cm

2) Résultats :

Rs = 9mm Rt = 15 coupes/cycle d(80­20) qui vaut 5,7 mm

3) Discussion:

La résolution temporelle est de l’ordre de 15 coupes par cycle (on s’y attendait car on a repris le même incrément que la première acquisition.Pour ce qui est de la résolution spatiale, elle vaut 9 mm. Le pitch étant le même que pour la première acquisition, elle ne change pas. On trouve un d(80­20) qui vaut 5,7 mm ce qui est comparable au résultat de la première acquisition . En effet, le pitch et l’incrément étant les mêmes, il n’y a pas de différence du point de vue des résolutions spatiale et temporelle, cependant on voit bien que du point de vue du flou, le fait d’avoir augmenté l’épaisseur de coupe, on a réussi à le réduire.

G. SYNTHESE HELICOÏDAL

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Héli1 Héli2 Héli3 Héli4 Héli5

PARAMETRES DE RECONSTRUCTION ET D’ACQUISITION

Incrément 0,6mm 0,6mm 0,2mm 0,2mm 0,6mmPitch 1 0,5 0,5 1 1

Epaisseur 0,6mm 0,6mm 0,6mm 0,6mm 1,5mm

RESULTATS

RésolutionSpatiale 9mm 4,5mm 4,5mm 9mm 9mm

Résolutiontemporelle 15 cpes/cycle 7 cpes/cycle 22 cpes/cycle 45 cpes/cycle 15 cpes/ cycle

d(80­20)  Flou 6,1 mm 8,7 mm 7,6 mm 4,2 mm 5 ,7 mm

II­4. Mode CINE

A. ACQUISITION N°1   

1) Expérience :

FOV : 400Start de 5 à 40 mmLongueur : 5 mmNombre de coupes : 18Résolution : StandardEpaisseur : 2×2.5 mmTemps de rotation : 0.5sTemps de cycle : 0.5sScan angle : 240120 kV100 mAsPuis Start de 46 à 101 mm

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2) Résultats :

d(80­20)=1,2 mm Acquisition de 18 coupes par position (car 0.5s par tour et le cycle respiratoire dure 

environ 4.5s, donc il y a 9 tours par position, et comme il y a 2 coupes par tour alors cela fait un total de 18 coupes par position).

On n’a pas le fantôme en entier et l’acquisition a été faite en deux fois.

3) Discussion :

On retrouve le même flou qu’en mode axial.Les similitudes avec le mode AXIAL sont relativement  logiques dans la mesure où   le mode CINE est une v ariante du m ode AXIAL. 

Si  on  veut   suivre   le  déplacement  d’un  point  du  plateau  de  mon  fantôme pendant l’acquisition, voici ce que l’on obtient :

20 40 60 80 100 120 140 160 180 200 220 240 260 280 300 320 340

130

131

132

133

134

135

136

137

138

139

140

141

142

143

144

145

146

147

148

149

150

151

152

153

154

155

156

157

158

159

160

161

Le plateau du fantôme n’étant pas tout à fait pendant l’acquisition, le signal obtenu dévie tout autant. On peut corriger cela grâce à une régression linéaire (droite de régression en noir), et on obtient le signal suivant :

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On obtient ainsi un signal correct pouvant représenter le signal respiratoire.

B. ACQUISITION N°2   

1) Expérience :

Start 10mm puis toutes les 5 mm jusqu’à 210mm (on avait prévu 350mm par comparaison du fantôme à un thorax mais cela aurait été trop long), la saisie se fait manuellement pour programmer l’ensemble des acquisitions ‘axiales’ et le mode CINE s’obtient par décalage de la table avec un bouton de commande de la console du scanner. Longueur = 5mmCollimation = 2×2.5Epaisseur de coupe = 2.5 mmIncrément = 0mmNb de coupes scan : 18CTDI = 5.8 mGy×18 scans80 mAsDLP = 2.9×18 mGy/cm

2) Résultats :

Pour 210 mm, la durée d’acquisition du fantôme a été de 17 min30sec, sans compter le temps de préparation.

d (80­20)=1,1 mm

3) Discussion :

Afin d’optimiser, il serait intéressant de doubler l’épaisseur de coupe et ainsi doubler la longueur acquise pour un même temps.Ici on a trouvé un d (80­20)=1,1 mm. La différence viendrait de la réduction du nombre de mAs. Pour le moment, c’est la meilleure acquisition en terme de flou. 

   Conclusion sur le mode CINE jusqu’ici : 

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Ce mode est le meilleur qu’on ait en terme de flou.Il   reste  cependant   le  problème des  sauts   et  du   temps  d’acquisition   relativement   long qui provoque une chauffe du tube non négligeable.

C. ACQUISITION N°3   

1) Expérience :Idem que la 2ème acquisition de ce mode mais avec une épaisseur de coupe de 2×2.5mm pour que pour un même temps on puisse faire l’acquisition du double de la longueur précédente.

Start à 0mm puis tous les 10 mm jusqu’à 360mm Longueur = 10mmRésolution StandardCollimation = 2×5Epaisseur de coupe = 5 mmIncrément = 0mmNb de coupes scan : 18Temps de rotation = 0.5sAngle = 240Temps de cycle = 0.5s120 kV50 mAs pour éviter une surchauffe du tube trop importante.CTDI =3.6 mGy×18 scansDLP = 3.6×18 mGy/cm

2) Résultats :

Pour 360 mm, la durée d’acquisition du fantôme a été de l’ordre de 15 min, sans compter le temps de préparation.

III. CONCLUSION GENERALE

• Le flou intra coupe  est plus proche de la référence dans les modes axial et cine qu’en   mode   hélicoïdal.   Cette   différence   est   introduite   par   la   reconstruction 

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hélicoïdale   à   l’étape   d’interpolation   entre   deux   projections,   absente   en reconstruction axiale.

• Pour ce qui est le la résolution temporelle, elle est mauvaise en mode axial de part l'interruption de l'acquisition entre deux coupes (temps de cycle),  d'où  un sous échantillonnage temporel. Elle peut être améliorée en diminuant l’incrément. Elle est meilleure en mode hélicoïdal mais la résolution spatiale est plus mauvaise en mode hélicoïdal qu’en mode axial d'où un sous échantillonnage spatial. On peut l'améliorer  en  diminuant   le  pitch,  mais  cela  augmente   le   flou.   Il  y  a  donc un compromis à trouver.

• Aucun   des   protocoles   axial   ou   hélicoïdal   n’est   donc   vraiment   satisfaisant. Différentes   solutions   peuvent   être   envisagées.   Pour   le   mode   hélicoïdal : modification  de   l’algorithme de   reconstruction  pour  ne  pas   augmenter   le   flou quand on diminue le pitch. Pour le mode axial : utilisation du mode  ciné  (mode axial mais plusieurs coupes sont acquises à une même position de la table). Le cine est le meilleur mode qu’on ait en terme de flou.

Il reste cependant le problème des sauts et du temps d’acquisition relativement long qui provoque une chauffe du tube non négligeable pour l'acquisition d'une image 4D du thorax entier (le nombre de mAs est à réduire autant que possible).

PARTIE 3 : LA BAGUETTE 4D

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Figure : système RPM

I. INTRODUCTION

L’acquisition   d’images   4D   nécessite   l’acquisition   d’un   signal   respiratoire synchronisée à l’acquisition des coupes scanners.

Dans la littérature, on voit que selon les techniques utilisées, on peut récupérer un  signal grâce à différents systèmes, externes ou internes.

• Concernant les systèmes EXTERNES :

1)   Le  RPM  (Real   time   positionnement Management) mesure   la   hauteur   de   la   surface   du thorax  dans   la  direction  antéro­postérieure.  Comme on peut le voir sur la figure ci­contre (figure ) un cube radio­transparent équipé de 2 réflecteurs est placé sur le   thorax   du   patient   (en   bas   du   sternum).  Ces réflecteurs   renvoient   la   lumière   d’un   illuminateur infrarouge   sur   une   caméra   reliée   à   un   ordinateur. Cette caméra recueille en temps réel les données de positionnement   du   capteur   représentatives   de   la position de la tumeur. 

 2)  Le spiromètre mesure   le   flux  d’air  du  patient  à   la  bouche.   Il   existe  différents systèmes. Dans notre cas, nous utilisons la mesure spirométrique effectuée par l’ABC (Active   Breathing   Control).   C’est   la   technique   d’immobilisation   respiratoire commandée par une valve obstructive (cf. figure  ). Cette méthode est dite active car c’est l’appareil qui effectue le blocage respiratoire et non le patient. Le patient respire dans l’embout buccal relié au spiromètre par un conduit mobile strié comme le montre la figure . Un pince nez permet d’éviter au patient de respirer par le nez. Les mesures des   flux   sont  détectées  par   le   spiromètre   et   sont   ensuite   envoyées   au   système de gestion de l’appareil : le servo­ventilateur (cf. figure ) qui permet aux manipulateurs de déclencher   l’irradiation   lorsque   la   tumeur   est   dans   la   position   préalablement déterminée,   c’est­à­dire   au   seuil   de   blocage   inspiratoire   (ici   en   vert).   Le   micro­ordinateur effectue des corrections du signal, dont nous parlerons plus tard, et l’affiche sur   l’écran  de  manière  à   ce   que   le   patient   puisse   le   visualiser   et   suivre   ainsi   sa respiration. 

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Capteur (LED) suivant les mouvements respiratoires

Caméra CCD

 

Figure  : Dispositif de traitement et écran de visualisation de l’ABC

Spiromètre +

Valve obstructive

Pince nez

Double miroir

Embout buccal

Figure : D étection des flux 

3) La ceinture abdominale      AZ­733V   , (Anzai Medical Solutions) est un système contenant une sonde de pression qui mesure les variations de pression dues au gonflement à  l’expansion du thorax et de l’abdomen. Ce système permet de récupérer un signal en temps réel et de déterminer l’amplitude du signal de la sonde pour chaque image acquise [Dietrich 06].

• Concernant les signaux INTERNES, c'est­à­dire par l’image : 

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Accélérateur

Table de traitement

Moule de contention (α craddle)

Ecran de visualisation du signal respiratoire

Figure : U n traitement à l’aide de l’ABC

Poignée d’activation dusystème de blocage

Gary   E.   Christensen   propose   dans  [Christensen04] une   méthode d’extraction du signal respiratoire à partir des coupes scanners. Il obtient des résultats préliminaires   qui   montrent   une   très   bonne   corrélation   (R2  =   0,9666)   entre l’expansion/la   contraction   mesurée   par   le   log­Jacobien   3D   sur   des   images   CT consécutives   (en  mode  multi   coupes)   et   les   données   d’un   spiromètre.  Ce   résultat suggère que l’algorithme utilisé (le SLICE image registration algorithm) est capable de suivre activement le mouvement respiratoire du poumon à travers des acquisitions d’images CT consécutives.Ceci nécessite cependant des travaux supplémentaires afin de vérifier ces résultats et aussi afin d’utiliser l’enregistrement image pour améliorer la radiothérapie en temps réel.

Simon Rit [RIT05] propose une méthode d’extraction du signal respiratoire directement de la séquence de projections cone­beam (CB) 2D acquises autour du thorax en respiration libre sans appareil externe (RPM, spiromètre, thermomètre, etc…). Il extrait en fait le mouvement entre deux projections CB 2D consécutives par un algorithme de mise en correspondance de blocs. Elle présente l’avantage de ne pas faire d’hypothèse anatomique. Il obtient l’image TDM 4D à partir de la reconstruction d’une image TDM 3D, ce qui permet d’envisager la suite du processus de la radiothérapie. 

            Tous ces systèmes ne présentent pas que des avantages :

• Concernant   le   RPM,   l’inconvénient   majeur   de   cette   technique   est   que   la relation   liant   la   position   de   la   tumeur   à   l’amplitude   détectée   n’est   pas forcément corrélée [KOCH 2004]. Par ailleurs, ce système est très coûteux.

• L’inconvénient du spiromètre est  que la mesure peut être perturbée par une dérive   du   signal.   Cette   dérive   peut   avoir   plusieurs   origines   (fuites   d’air, système de mesure, etc…). Ziang et al  [Tiezi Ziang & Harry Keller 2003] caractérisent cette dérive et proposent une méthode de correction afin d’obtenir un signal correct et représentatif de la respiration à chaque cycle.Il est donc primordial de prendre en compte cette dérive en corrigeant le signal respiratoire afin d’obtenir un signal précis, ce qui est fait automatiquement par l’ABC.

• L’inconvénient  d’une ceinture abdominale  contenant  une  jauge de  pression [Kriminski05] est le caractère relatif des mesures, c'est­à­dire que à chaque fois  qu’on  la  place   sur   le  patient  on  a  différentes  amplitudes  et  différents niveaux du zéro parce qu’on ne peut   la  positionner  de façon reproductible (avec une pression reproductible sur la sonde). Ainsi, il faudrait recalibrer la jauge de pression chaque fois qu’on replace la ceinture sur la poitrine d’un patient.

• Les signaux extraits des images n’en sont encore qu’au stade de la recherche et demandent une validation clinique avant de pouvoir être utilisés.

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En ce qui nous concerne, nous proposons un système ‘hybride’ qui extrait le signal respiratoire de l’image a posteriori à l’aide d’un objet externe positionné dans le champ de vue et dont on fixe les critères afin de faciliter cette extraction. Antérieurement à  mon stage, il  y a eu une première approche dans ce sens sur un patient (baguette en graphite collée directement sur le patient sans aucun système pour contrôler  son mouvement ou pour  la soutenir).   Il  apparaissait  clairement un signal respiratoire (cf. figure ), mais le mouvement de la baguette n’était pas maîtrisé du tout et il y avait des problèmes d’amplitude. La deuxième partie de mon stage a consisté à concevoir et valider un système plus robuste basé sur la même idée.

figure : 

II. MATERIEL ET METHODES

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1) CRITERES REQUIS   

La Baguette :

Critères géométriqueso Elle doit être légère pour ne pas gêner la respiration du patient. o Elle doit être suffisamment rigide pour ne pas casser ni se déformer.o Sa longueur, elle doit être au minimum égale à la longueur du thorax dont on fait 

l’acquisition (40 cm).o Il n’y a qu’un seul point d’appui sur le patient (position à définir correspondant au 

point où on peut obtenir le meilleur signal respiratoire).o Il y a un système de réglage horizontal.o La position repérée sur une coupe doit permettre d’en déduire la position de 

l’ensemble de l’objet ; c’est pourquoi nous limitons son mouvement à un seul degré de liberté.

Critères imageo La baguette doit être visible et facilement repérable sur les coupes.

‘Axe’ en plexiglas :

o L’axe doit être fait d’un matériau radio­transparent (excellente transmission de la lumière) et résistant.

o Le système doit être placé en extrémité de la contention et doit pouvoir passer le tunnel en cas de PET­Scan. Il faut donc tenir compte du diamètre et de la profondeur du scanner.

Pour respecter ces critères, nous avons conçu le système suivant qui s’est avéré simple à réaliser.

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2) DESCRIPTION DU SYSTEME   

Figure : schéma du système 

Figure : Positionnement du système de la baguette sur patient

o La baguette est en graphite (= 2200 Kg/m3). Elle est rigide.o Elle mesure 50 cm de long, sa section est carrée et mesure 9 mm2.o Il n’y a qu’un seul point d’appui sur le patient par l’intermédiaire du petit bloc en 

plexiglas.o Il n’y a qu’un seul degré de liberté de la baguette selon une rotation autour de l’axe 

‘Droite­Gauche’.o Il faut savoir que toutes les pièces du système ont été usinées par nos soins, exceptée la 

plaque du scanner.o L’axe est en plexiglas (= 1,2g/cm3).Donc a priori, notre système répond bien aux critères énoncés précédemment.

3) EXTRACTION DU SIGNAL   

Point d’appui sur le patient

Axe Droite­Gauche

Plaque utilisée au scanner (ajustée à la table)

Baguette en graphite

Cube assurant la rotation de la baguette autour de l’axe D­G

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Système permettant un réglage horizontal

On repère l’objet dans une coupe puis on détecte automatiquement la position de ce même objet dans les autres coupes grâce à un algorithme approprié : le ‘Block Matching Algorithm’.

III. EXPERIMENTATION

III.A) Test sur sujet Sain

A.1­ Objectifs

L’objectif pour nous dans cette partie de l’expérimentation est double : il s’agit de voir d’une part si le système est utilisable sur un humain, et d’autre part si le signal extrait de notre système peut être corrélé à celui d’un autre système connu.

A.2­ Matériel et méthodes

A.2­a) Acquisitions vidéoNous avons procédé  à   l’acquisition vidéo sur 2 sujets  différents  un homme et une 

femme que l’on a équipés de l’ABC et de la baguette sur lesquels on a déplacé le point d’appui de la baguette en différentes positions entre les différentes acquisitions :

o L’ABC enregistrait   le   signal  continuellement  et  on  a  noté   le   temps  indiqué  par   la console de l’ABC lorsque l’on déclenchait l’appareil photo et lorsqu’on l’arrêtait.

o L’appareil photo était placé le plus loin possible avec un zoom maximum.o On a éteint  les  néons,  afin d’obtenir   la meilleure qualité  d’image possible et  on a 

laissés les spots allumés. o Chaque acquisition durait entre 2,5 et 3 min.o On a procédé à 3 acquisitions pour le sujet féminin en déplaçant le point d’appui de la 

baguette en différentes positions pour avoir un mouvement de baguette de plus en plus ample.

o Pour le sujet masculin, on a procédé à 2 acquisitions seulement.

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Système baguette 4D

Système ABC

Appareil photo numérique en mode VIDEO

informatique de l’ABC

Pince­nez pour éviter la respiration nasale

o On a toujours le même nombre d’images par seconde qui est de 20,032 frames/sec.

A.2­b) Extraction du signal

Nous avons procédé à 5 acquisitions au total, mais nous décidons de n’en étudier que 3, deux acquisitions du sujet ‘Emel’ n’étant pas très exploitables car la caméra était située trop loin du sujet. Nous les appelons : Emel, Simon1 et Simon2.Pour le traitement des données, nous avons éliminé les débuts de vidéo car la caméra n’était pas très stable au départ.

On a suivi le déplacement vertical le long  de la baguette en 5 points pour Emel, 6 points pour Simon1 et 6 points pour Simon2 par un algorithme approprié : le ‘Block Matching Algorithm’ (cf. figure  ci­dessous). 

Figure : Block Matching 

On a tracé les signaux correspondant aux variations des hauteurs de la baguette dans le temps des points suivis de chacun des sujets.

Tous les fichiers Excel sont en annexe.

♦ Tout d’abord, étant donné plusieurs points positionnés sur la baguette pour chaque acquisition, on a regardé l’alignement des points sur une droite (en nb de pixels),C’est­à­dire qu’on a voulu vérifier que les points étaient alignés à un même instant sur une même droite (la baguette).Les erreurs sont de l’ordre du demi pixel en moyenne, soit environ 0,5 mm.

♦ Puis  on  étudie   la  corrélation  entre   les  différents   signaux  correspondants  à   ces  différents points.

• Pour le sujet Emel, on a 5 signaux, et on trouve un coefficient de corrélation moyen égal à 0,997.

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Points en vert et Blocks en bleus

• Pour le sujet  Simon1, on a 6 signaux, et on trouve un coefficient de corrélation moyen égal à 0,906.

• Pour le sujet  Simon2, on a 6 signaux, et on trouve un coefficient de corrélation moyen égal à 0,9.

A la vue de ces résultats, on peut donc choisir n’importe quel point de la baguette pour chaque acquisition afin de comparer ce signal que j’appelle « signal baguette » et celui de l’ABC.Pour   Emel3,   j’ai   choisi   le   signal   correspondant   au   point1,   pour   Simon1,   le signal5 et pour Simon2, le signal1.

A.2­c) Synchronisation avec le signal ABC

♦ Afin de pouvoir superposer ces deux courbes, on ajuste linéairement leurs amplitudes. Cela revient à déterminer a et b tels que s’(t) = a*s(t)+b.Mais pour calculer ces coefficients, il a été nécessaire de ré­échantillonner et 

synchroniser le signal ABC. On a fait un petit programme en C++  qui nous a permis de déterminer d’une part la 

durée du signal ABC (longueur en temps) qui doit être équivalente à celle du signal baguette, et d’autre part le début de ce signal ABC.

Pour ce qui est du signal baguette, on sait que l’on a 20,032 images par seconde et que le signal a autant de points que d’images. On obtient donc le nombre d’images et le temps d’acquisition correspond au rapport entre le nombre d’images et le nombre d’images par seconde.

• Pour le signal ABC, ne connaissant pas le début exact, on en essaie plusieurs. Pour chacun, on calcule le coefficient de corrélation. On sélectionne le meilleur et on relève la position correspondante. 

Puis   on   calcule   les   coefficients   ‘a’   et   ‘b’   tels   que   ‘a’   représente   la   pente   et   ‘b’ l’ordonnée à l’origine de la régression de la baguette en fonction de l’ABC.Ainsi, après ré­échantillonnage, synchronisation, et recalage on obtient la superposition suivante des signaux ABC et baguette après ré­ajustement avec les coefficients ‘a’ et ‘b’.

On obtient une superposition visuelle quasi parfaite des signaux.

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A.3­ Résultats

A.3­a) Evaluation de l’amplitude

L’évaluation de l’amplitude a pu se faire par le calcul du coefficient de corrélation linéaire entre les signaux ABC et Baguette, pour chaque acquisition.Après ré­échantillonnage on calcule les coefficients de corrélation ‘r’ et de détermination ‘r2’. 

Pour :r r2

Emel ­0,984 0,969Simon1 ­0,982 0,965Simon2 ­0,987 0,975

♦ Emel, on trouve r ~ ­0,984 ; r2 ~ 0,969♦ Simon1, r ~ ­0,982 ; r2 ~ 0,965♦ Simon2, r ~ ­0,987 ; r2 ~ 0,975

On sait que plus la valeur de ‘r’ se rapproche de ±1, plus la relation linéaire est forte. Le signal ABC et le signal baguette sont donc très bien corrélés linéairement.

A.3­b) Evaluation de la phase

On compare en fait les positions des fins de cycle extraites avec les deux signaux. On extrait automatiquement à l’aide d’un programme en C++ ces positions de fin de cycle en se basant sur la dérivée du signal, et on vérifie manuellement que l’extraction est corrélée.

Pour la baguette, le programme nous a donné des plages de phase, on a donc décidé de prendre   la   première   valeur   de   ces   plages   pour   chaque   acquisition.   Une   fois   que   l’on   a supprimé ces points ‘faux’, voici ce que l’on obtient graphiquement par exemple pour l’ABC. 

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A partir de ces points, nous avons calculé la moyenne des écarts de phase   entre les points les plus proches d’une part en nombre d’échantillons et d’autre part en secondes (en divisant par le nombre de frames par seconde = 20,032).

 m oyen ±  (e n nb d’échantillons)

|| m oy. (en nb d’échantillons)  

 m oyen ±  (e n secondes)

|| m oy. (en nb d’échantillons)  

Emel ­0,884 ± 1,52 1,96 ­0,044 ± 0,18 0,0979Simon1 0,911 ± 2,63 2,15 0,045 ± 0,13 0,107Simon2 ­3,269 ± 7,57 5,73 ­0,163 ± 0,378 0,286

A.4­ Discussion

En  termes de  corrélation entre   les  deux signaux,  elle  est   très  bonne,  cependant   il persiste un petit écart, certes faible, mais dont on peut proposer une explication. D’une part,   les  deux  signaux sont  différents,  et  d’autre  part,   on  sait  que   l’ABC  fait  une correction automatique de la dérive à chaque fin de cycle.On calcule la dérivée du signal afin de pouvoir observer la correction automatique de la dérive de notre signal.En effet, lorsque l’on trace la dérivée, on obtient un signal de ce type :

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Pics

Aux points où l’on voit des pics, on a retracé le signal avec plus ou moins une période afin de pouvoir observer la correction automatique de la dérive, et voici ce que l’on peut voir pour  la position d’un des pics relevé  du signal de la dérivée de l’ABC pour  l’acquisition retenue du sujet ‘EMEL’ :

III.B) Test sur fantôme 

B.1­ Objectifs

Dans cette deuxième partie de l’expérimentation, il s’agit pour nous de tester l’extraction du signal respiratoire à partir d’images CT acquises sur un fantôme dynamique qui reproduit le mouvement respiratoire humain.

B.2­ Matériel et méthodes

On  dispose   la   baguette   sur   le   fantôme dynamique   dont   le   mouvement   est   sinusoïdal d’amplitude   de   2   cm   et   de   période   de   4,3   s   mono­dimensionnel   dans   la   direction   antéro­postérieure. La baguette mesure 46,5 cm, la distance entre l’axe de rotation du système et la table d’examen est de  27,5 cm.  Nous procédons à   l’acquisition scanner en mode hélicoïdal. Il était prévu de refaire le même protocole que celui que l’on a appelé ‘heli4’ dans la deuxième partie du rapport, à savoir :

Pitch = 1 Incrément = 0.2mm Epaisseur de coupe = 0,6mm Collimation = 2×0.5 Temps de scan = 80.72s mAs/coupe = 80

Cependant, l’interface informatique du scanner ayant changé, il a fallut augmenter l’épaisseur de coupe afin de diminuer au maximum l’incrément pour un même pitch.Le résultat en termes de résolution doit être proportionnel à cette augmentation d’épaisseur.

Pitch = 1 Increment: 0,5mm Thickness: 3,2mm

40

Collimation : 2×2,5 Scan time: 38,09s Rotation time: 0,5s Voltage: 90 kV mAs/slice: 100

La distance inter coupe est de 0,5 mm.On positionne un point dans une coupe, de manière à ce qu’il soit le plus proche possible 

du point représentant  la baguette dans cette coupe (cf figure ci­dessous),  puis  on applique le Block Matching Algorithm pour suivre sa trajectoire.

Enfin on corrige la dérive du signal en calculant les hauteurs relatives de la baguette, en utilisant Thalès. Pour cela, on a choisi une coupe de référence à laquelle correspond un pixel de référence. Voici comment se présente le problème :

On se base sur le théorème de Thalès : H = h×L/l .

‘h’ est la hauteur de la baguette par rapport à la table. On connaît h pour la coupe de référence (291 mm). On en déduit h dans les autres coupes en fonction de la variation de la hauteur du 

41

une section de la baguette

Point positionné manuellement pour initialiser l’algorithme de suivi

Table d’examen

L = 465 mm

275 mml 

h 

291 mm H ?

0,5 mm

Axe de rotation

pixel   correspondant   à   la   baguette.   Cette   variation   est   donnée   par   le   Block   Matching Algorithm, 

‘l’ est la distance entre l’axe de rotation et la coupe. On connaît cette distance pour la coupe de référence. On la déduit progressivement pour les autres coupes à partir de l’espace inter coupe (0,5 mm).

B.3­ Résultats

Voici ce que l’on obtient sur une des coupes sagittales du fantôme :

figure : coupe sagittaleOn trouve :

une résolution spatiale  Rs = 45 mm  (on avait augmenté l’épaisseur de coupe pour un même pitch, l’augmentation de la résolution spatiale est équivalente à celle appliquée à l’épaisseur de coupe soit environ 5 fois plus grand),

une résolution temporelle Rt = 90 coupes/cycle un flou d(80­20) = 4,9 mm

Voici la sinusoïde obtenue lors du suivi de la trajectoire d’un point de la baguette (avec le Block Matching Point) :

42

Baguette déformée par le mouvement dont est déduit le 

signal respiratoire

Plateau déformé par le mouvement

Grâce au théorème de Thalès, on procède à une correction en amplitude d’une part, et à une correction de la dérive du signal d’autre part. Voici ce que l’on obtient :

Le fichier Excel correspondant se trouve en annexe.

B.4­ Discussion

Nous obtenons le signal sinusoïdal attendu sur la majeure partie de l’acquisition. On constate cependant qu’il y a un problème au milieu de l’enregistrement (en vert). Celui­ci s’explique par la présence d’une vis de serrage permettant le réglage horizontal de la baguette (cf.   figure )  qui  perturbe le Block Matching Algorithm. De futurs  travaux permettront  de rendre cet algorithme plus robuste.

43

Figure : réglage horizontal de la baguette

Il y a également un problème en fin de signal (en violet). Il est simplement dû au fait que la baguette n’était pas assez longue pour couvrir toute la longueur du fantôme. 

III.C) Test sur patient

C.1­ Objectifs

Dans cette  dernière partie  de l’expérimentation,  notre objectif  est  double :   il  s’agit d’une part de valider la méthode de recalage non rigide entre l’expiration et l’inspiration et d’autre part d’affiner les paramètres d’acquisition en libre de façon à ce que le volume 3D du patient issu du tri soit exploitable en terme de plan de traitement; il faut donc

→ Personnaliser les marges IM (Internal Margin)→ Évaluer la toxicité du poumon

C.2­ Matériel et méthodes

C.3­ RésultatsC.4­ Discussion

V. CONCLUSION BAGUETTE 4D

44

Vis permettant un réglage horizontal

Un tel système présente beaucoup d’avantages, comme tout d’abord son coût car le prix du plexiglas, du plastique et du graphite n’est rien comparé à celui d’une caméra CCD haute résolution par exemple.De plus, sa géométrie est simple, on peut en mettre plusieurs si besoin est. Et il n’y a pas de problème de synchronisation ni de dérive du signal.Cependant, il y a quand même un objet à disposer, ce n’est pas du real time, ce n’est donc qu’a posteriori que l’on peut extraire le signal respiratoire, ce système n’est donc utilisable que pour l’imagerie et non pour le traitement.

BIBLIOGRAPHIE

45

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[Win05]  Nicole M Wink, Michael F McNitt­Gray and Timothy D Solberg.   “Optimization   of   multi­slice   helical   respiration­correlated CT: the effects of table speed and rotation time”. In Phys. Med. Biol. 50 (2005) 5717­5729

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[Dietrich06] L. Dietrich, S. Jetter, T. Tücking, S. Nill, Uwe Oelfke

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Autres   références   bibliographiques   intéressantes mais non citées

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[Son05]  J.J   Sonke,   L.   Zijp,   P.   Remeijer,   M.   Van   Herk. “Respiratory   correlated   cone   beam   CT”.   In   Med.   Phys.   2005 Apr;32(4):1176­86

ANNEXES

47

Abstracts pour la SFPM (un résumé de 5 pages a été publié dans le recueil des journées scientifiques, présentation faite le 08 Juin 2006)

EVALUATION DES DIFFERENTS PROTOCOLES POUR L’ACQUISITION D’IMAGES 4D SUR UN SCANNER NON PREVU A CET EFFET

  AUTEURS : E. CHAIEB, S. RIT, E. GIROUD, M. AYADI, C. GINESTET, D. SARRUT

IntroductionLes scanners 4D commercialisés actuellement consistent a priori en un scanner conventionnel synchronisé   à   l'acquisition   d'un   signal   respiratoire.   Pour   vérifier   cette   hypothèse,   nous procédons à l'acquisition d’images 4D avec différents protocoles d’acquisition sur un scanner non prévu à cet effet.

Matériel et MéthodesNous disposons d’un plateau dynamique de mouvement sinusoïdal et mono­dimensionnel dans la   direction   antéro­postérieure.   Ce   mouvement,   d'amplitude   2cm   et   de   période   4.3s,   est représentatif d’un cycle respiratoire commun. 

Différentes images CT de ce plateau sont acquises avec un PET­CT GEMINI MX8000 (2barrettes) avec différents protocoles :

• Référence : fantôme statique, mode hélicoïdal ;• 4D axial : fantôme mobile, mode axial, épaisseur 1mm, incrément 1mm, temps rotation 

0.5s, temps de cycle 0.5s ;

48

• 4D  hélicoïdal : fantôme mobile, mode hélicoïdal, épaisseur 0.6mm, incrément 0.6mm, temps rotation 0.5s.

• 4D ciné : fantôme mobile, mode axial, acquisition de plusieurs coupes pour une même position de table.

Les images sont analysées avec trois critères :• La distance  Rs  dans la direction cranio­caudale entre les coupes axiales successives 

prises à un même instant respiratoire qui permet d’évaluer la résolution spatiale inter coupe d’un instant du cycle respiratoire.

• Le nombre Rt de coupes axiales acquises par cycle respiratoire qui permet d’évaluer la résolution temporelle d’échantillonnage du cycle respiratoire.

• La distance d(80­20) entre le 80% et le 20% du maximum de niveau de gris qui permet d’évaluer le flou dans l’image. 

Résultats et ConclusionLe flou intra­coupe est plus proche de la référence (d80­20=1.02mm) en mode axial                 (d80­

20=1.3mm)   qu'en   mode   hélicoïdal   (d80­20=4.2mm).   Cette   différence   est   introduite   par   la reconstruction   hélicoïdale   lors   de   l'étape   d'interpolation  entre   deux   projections,   absente   en reconstruction axiale.Avec les deux modes, le cycle respiratoire est mal échantillonné. La résolution temporelle est mauvaise en mode axial   (Rt=3coupes/cycle) de part  l'interruption de  l'acquisition entre deux coupes (temps de cycle), d'où un sous­échantillonnage temporel. Elle est meilleure en mode hélicoïdal   (Rt=45coupes/cycle)   mais   la   résolution   spatiale   est   mauvaise   (Rs=9mm   contre Rs=2.4mm en  mode axial)  d'où  un  sous­échantillonnage spatial.  On  pourrait   l'améliorer  en diminuant le pitch, mais cela augmenterait le flou.Le   mode   ciné   permet   d’améliorer   la   résolution   temporelle   du   mode   axial   pour   une   même résolution spatiale (7 coupes/cycle contre 3 coupes/cycle).Cependant   aucun   des   protocoles   n’est   satisfaisant.     Différentes   solutions   peuvent   être envisagées.  Elles nécessitent   la  modification de  l’algorithme de  reconstruction pour  ne pas augmenter le flou quand on diminue le pitch en mode hélicoïdal et pour améliorer la résolution temporelle en modes ciné et hélicoïdal.  Dans  tous  les cas, une  limitation matérielle pourrait cependant venir de  la chauffe trop  importante du tube pour  l'acquisition d'une image 4D du thorax entier. 

3 mots­clés : fantôme mobile, 4D CT, qualité d'image 

EVALUATION OF DIFFERENT ACQUISITION PROTOCOLS OF 4D IMAGES ON A SCANNER NOT DECICATED TO 4D IMAGING

  AUTHORS : E. CHAIEB, S. RIT, E. GIROUD, M. AYADI, C. GINESTET, D. SARRUT

IntroductionCurrent 4D scanners consist of a conventional scanner synchronised with the acquisition of a respiratory signal. To verify this hypothesis, we acquired 4D images with different acquisition protocols on a scanner not dedicated to 4D imaging.

Materials et MethodsWe used a dynamic plate that follows a sinusoidal and mono­dimensional motion in the anterior­posterior direction. This motion (amplitude=2 cm, period 4.3 s) was supposed to represent a human  respiratory  motion.  Different  CT  images  of   this  plate  were  acquired  with  a  PET­CT GEMINI MX8000 (2detector rows) with different protocols:

• Reference: static phantom, helical acquisition;

49

• 4D axial: moving phantom, axial acquisition, thickness 1 mm, increment 1 mm, rotation time 0.5 s, cycle time 0.5 s;

• 4D helical: moving phantom, helical acquisition, thickness 0.6 mm, increment 0.6 mm, rotation time 0.5 s;

• 4D cine: moving phantom, axial acquisition but several slices are acquired at a same table position).

The images were analysed according to three measures:• The   distance   80%­20%  d80­20  that   measures   the   intra­slice   blur   introduced   by   the 

motion ;• The distance Rs in the superior­inferior direction between the axial successive slices  in 

a same respiratory instant that allows the measure of the intra slice spatial resolution for an instant of the respiratory cycle;

• The number Rt of axial slices acquired by respiratory cycle that allows the evaluation of the sampling temporal resolution of the respiratory cycle.

 Results and ConclusionThe   intra­slice   blur   was   closer   to   the   reference   (d80­20=1.02   mm)   with   the   axial   mode (d80­20=1.3 mm) than the helical one (d80­20=4.2 mm). This difference was introduced by the helical reconstruction during the interpolation step between two projections, which was absent in the axial reconstruction. Moreover, with these two acquisition modes, the respiratory cycle is not well sampled. The temporal  resolution was bad in axial mode (Rt=3 slices/cycle) because of  the interruption of the acquisition between two slices (cycle time), and leads to a temporal under­sampling. It was better with the helical acquisition (Rt=45 slices/cycle), but the spatial resolution was bad (Rs=9 mm versus Rs=3.1mm for the axial acquisition) and leads to a spatial under­sampling. We could improve it by reducing the pitch, but it would increase the blur.The cine mode allows the  improvement of   the axial  mode’s  temporal   resolution  for  a same spatial resolution.In conclusion, there is no satisfying protocol. Different solutions could be considered: We need to modify the reconstruction algorithm to minimize the blur when reducing the pitch for the helical mode and to improve the temporal resolution in the cine and helical modes.  In all cases, we will be limited by the important heat of the tube during a 4D image acquisition of the full thorax. 

3 key­words: dynamic phantom, 4D CT, image quality 

POUR LE STATIQUE

Position en X Niveau de gris en Y Intensité Min 0205 81 1 Max 1282205 82 5205 83 2 20,00% 256,4205 84 4 Position 20% 111,6204082205 85 2 80,00% 1025,6205 86 2 Position 80% 112,9275035205 87 8205 88 13 d(80­20) en voxel 1,307095363205 89 9 d(80­20) en mm 1,021168252

50

205 90 6205 91 10205 92 12205 93 11205 94 9205 95 4205 96 17205 97 18205 98 15205 99 8205 100 18205 101 21205 102 10205 103 21205 104 17205 105 25205 106 30205 107 29205 108 30205 109 32205 110 50205 111 74205 112 368205 113 1077205 114 1164205 115 1005205 116 966205 117 950205 118 957205 119 931205 120 917205 121 897205 122 875205 123 872205 124 858205 125 863205 126 867205 127 883205 128 882205 129 898205 130 918205 131 933205 132 948205 133 1002205 134 1038205 135 1282205 136 873205 137 161205 138 66205 139 46205 140 33205 141 40205 142 31205 143 28

51

205 144 20205 145 18205 146 18205 147 8205 148 9205 149 8205 150 0205 151 0205 152 2205 153 0205 154 0

POUR L’AXIAL

Position en X Niveaux de gris en Y MIN ­10000 ­999,75 MAX 131,25

0,781 ­1000 20% ­773,751,563 ­1000 Position 20% 19,1392,344 ­997 80% ­953,125 ­996,5 Position 80% 20,4533,906 ­997,754,688 ­997 d(20­80) en mm 1,314

52

5,469 ­997,756,25 ­996

7,031 ­995,757,813 ­9988,594 ­988,59,375 ­983,25

10,156 ­990,2510,938 ­98811,719 ­984,5

12,5 ­979,2513,281 ­98114,063 ­976,514,844 ­963,7515,625 ­959,2516,406 ­946,517,188 ­927,7517,969 ­920

18,75 ­87719,531 ­668,2520,313 ­144,7521,094 131,25

21,875 17,2522,656 ­39,523,438 ­60,7524,219 ­77,25

25 ­104,2525,781 ­11926,563 ­126,527,344 ­157,7528,125 ­150,528,906 ­15029,688 ­156,7530,469 ­145

31,25 ­136,2532,031 ­115,7532,813 ­10533,594 ­87,7534,375 ­76,535,156 ­51,2535,938 ­4736,719 ­18,5

37,5 9438,281 ­5039,063 ­589,7539,844 ­879,7540,625 ­93441,406 ­949,542,188 ­961,542,969 ­973,25

43,75 ­975,7544,531 ­986,2545,313 ­99246,094 ­995,2546,875 ­996,75

53

47,656 ­100048,438 ­999,549,219 ­999

50 ­100050,781 ­100051,563 ­100052,344 ­100053,125 ­100053,906 ­100054,688 ­1000

POUR L’HELICOÏDAL 1

54