PRINCIPE GENERAL UTILITE DU SCANNER Le scanner permet de visualiser tous les éléments difficilement accessibles aux autres modalités, en se basant sur

PRINCIPE GENERAL

UTILITE DU SCANNERLe scanner permet de visualiser tous les éléments difficilement accessibles aux autres modalités , en se basant sur la densité des organes.

Il est particulièrement utile pour le contenu de l’abdomen et du thorax.

On utilise souvent des produits de contraste iodé par injection intra veineuse.

PRINCIPE GENERAL

Le scanner X ,scanographe , tomodensitomètre axial (TDM) ,En Anglais « Computarized Tomography est apparu a la fin des années soixante

Il utilise les rayons X pour fonctionner tout comme la radiographie

Radiologie conventionnelle = superposition des structures volumiques dans un plan = 2 dimensions

Scanner = coupes axiales excellente résolution en contraste = détection de petits changements dans la structure tissulaire

GEOMETRIE

90 95 CM courteMas Diminue

Force centrifuge diminueEfet de cône augmente

100 110 CM longueMas augmente

Force centrifuge augmenteEffet de cône diminue

GENERATEUR

Courant de haute fréquenceAlimentation du tube avec un taux d’ondulation très faible = KV et MAS très stable

Capacité générale tous constructeur

De 40 à 600 milliampères

De 90 à 150 kilovolts

Puissance de sortie = KV X Ma

Puissance de sortie maximale environ 80 K watts

TUBE RAYONS X

Très performant, il doit

Absorber de fortes contraintes thermique = capacité thermique importanteSe mesure en Unité de chaleur, un tube doit pouvoir absorber une quantité de chaleur d’environ 8 M.u.c

Être capable d’évacuer la chaleur absorbé = Dissipation thermique importante

( En unité de chaleur par minute env 1000 K.U.C / Mn )

Il doit supporter les contraintes mécaniques de la force centrifuge.

Actuellement 3 tours par seconde soit 0,33 seconde par tour soit en géométrie courte 8 G voire 12 G en géométrie longue

COLLIMATION DU FAISCEAU

1

2

Lame de plomb

Mâchoires

Passage des X

COLLIMATION PRIMAIRE

Limite l’irradiation inutile

Détermine l’épaisseur de spire et le champs d’acquisition

1 largeur du champ

2 épaisseur de spire

tube

patient

Collimateur primaire

COLLIMATION DU FAISCEAULame de plomb

Collimation secondaire

Arrête le rayonnement diffuse produit par lePatient en dehors du faisceau primaire

Doit être parfaitement aligne sur la collimation primaire

tube


patient

Collimateur secondairedétecteur

DETECTEURS(principe général)

• Rôle des détecteurs

Capter les photons X a la sortie du patient

(Image radiante X)

Transformer l’information en signal électrique(convertisseur analogique

numérique)

DETECTEURS (principe général)

• Deux types de détecteurs:

• Détecteurs solides • (les plus fréquents)

• Détecteur a chambre d’ionisation• (de plus en plus rare car mauvais rendement)


C.A.N

Effet photo électrique

Photo cathode

Amplificateur du flux d’électrons

Lumière

Électrons


Z

XY

Détecteur multi barrettes asymétrique

11

1.5

2.5

5

1.5

2.5

5

20 m

m8 barrettes de détecteurs

(de largeur différentes)

672 éléments de détection par barrettes en X

5376 éléments au total


1 11.

5

2.5 5

1.5

2.55

Détecteur multi barrettes asymétrique

Respect de la conicité du faisceau

X

Y

Z


1 11.

5

2.5 5

1.5

2.55

La conicité du faisceau reste le principal facteurLimitant la largeur du détecteur

X

Y

Z

Faisceau perpendiculaire sur les barrettes centrales

Faisceau oblique sur les barrettes externes

Baisse de la qualité De l’image en périphérie


11

1.5

2.5

5

1.5

2.5

5

Épaisseur de spire 2 mm ppdv 1 mm

Épaisseur de spire 5 mm ppdv 2.5 mm

Épaisseur de spire 10 mmppdv 2.5 mm

Épaisseur de spire 20 mm ppdv 5 mm


Détecteur multi barrettes symétrique

(Les plus utilisés)16 barrettes

21 888 éléments

32 barrettes 43 776 éléments

64 barrettes 87 552 éléments

16x0.625 mm4x1.25 mm 4x1.25 mm

32x 0.625 mm8x1.25 mm 8x1.25 mm

64x 0.625 mm 16x1.25 mm16x1.25 mm

10 mm ppdv 0.625

20 mm ppdv 1.25

20 mm ppdv 0.625

40 mm ppdv 1.25

40 mm ppdv 0.625

80 mm ppdv 1.25


z

xy

912 éléments4

x1

.25

mm

4x

1.2

5 m

m

16x

0.6

25 m

m

21 888 éléments

10 mm

20 mm


z

xy

912 éléments8

x1

.25

mm

8 x

1.2

5 m

m

32 x

0.62

5 m

m

43 776 éléments

20 mm

40 mm


z

xy

912 éléments1

6x

1.2

5 m

m1

6x

1.2

5 m

m

64x

0.6

25 m

m

87 552 éléments

40 mm

80 mm

MODE D’ACQUISITION

• Mode radio– Non systématique

– Repérage positionnement des coupes d’examen

– L’ensemble tube détecteur reste immobile pendant l’acquisition seule le lit avance

• Mode de face tube au dessus• Mode radio profil tube sur le cote

• Mode hélicoïdale• Rapidité d’acquisition

• L’ensemble tube détecteur continue de tourner alors que le lit avance

• Le faisceau décrit une hélice autours du patient– Acquisition d’un volume

ACQUISITION HELICOIDALE

• Le volume acquit est définie par:– Un point de départ et d’arrivée( point

supérieur et inférieur par apport au zéro (centrage)

– L’ouverture du faisceau selon Z• Largeur de spire

– Le «pitch» ou pas de l’hélice


Pitch(collimation)

=Avancée du lit

Épaisseur de spire(une ou plusieurs coupes)

Au cours d’une rotation

Exemple avec 10 mm épaisseur de spire

Avancée du lit = 5 mm Pitch = 0.5

Avancée du lit = 10 mm Pitch = 1



Pitch(detection)

=Avancée du lit

Épaisseur de spire

Au cours d’une rotation

Exemple avec 4 coupes dans 10 mm épaisseur de spire




X Nombre de coupe


• Quelle que soit la valeurs du pitch ,toutes les régions du volume balayé sont acquises

• (Même si pitch > 1et donc spires non jointives)


pitch > 1 spires espacées

Peu de mesure dans le volume(peu de signal et reconstruction de mauvaise qualité)

Mais peu de rotations à effectuer pour couvrir un volume donné (temps d’acquisition faible et faible irradiation du patient)


pitch < 1 spires chevauchées

Beaucoup de mesure dans le volume(Beaucoup de signal et reconstruction de bonne qualité)

Mais Beaucoup de rotations à effectuer pour couvrir un volume donné (temps d’acquisition élevé et

irradiation du patient +++++)

PARAMETRE D’ACQUISITION

• Kilo voltage

• Ampérage et temps d’acquisition

• Champ d’acquisition

• Epaisseur de spire

• Pitch

KILO VOLTAGE

• Acquisition à haute tension: 80 à 140 KV– (DDP au borne du tube)

– Privilégier l’effet Compton dans le patient• (Diffusion des photons X avec ou sans

changement de direction)

– Limiter l’effet photo électrique ( absorption total des photons X)

KILO VOLTAGE• Rayonnement diffusé avec changement

de direction:– Arrêté en partie par les septas des détecteurs– S’il interagit avec le détecteur: flou de diffusion– Arrêté en bord de champ par le collimateur

secondaire

X

KILOVOLTAGE

• Rayonnement diffusé sans changement de direction:– Photons X absorbé par les détecteurs– Participe avec le rayonnement transmis ( qui n’a subit

aucune interaction)à la formation du signal

X

KILO VOLTAGE

Si effet photoélectrique trop présent (KV trop faible):Elément anatomiques à densités élevées non mesurés car le faisceau émergeant est trop faible (trop de photons absorbé par le patient)

Erreur de reconstruction et rapport signal / bruit faible

( osteo-articulaire :haut kilo voltage contrairement à la radiologie conventionnelle)

AMPERAGE ET TEMPS D’ACQUISITION

• Ampérage:courant de chauffage du filament du tube (de 10 à 500 ma

• Temps d’acquisition: Durée de rotation

(de 1 à 0,4 seconde

mA s

Nombre de photons X produitsQuantité de signalm

A s

AMPERAGE ET TEMPS D’ACQUISITION

• mAs choisi en fonction

• De la nature du segment à scannériser

• De la taille de la matrice

• De la dimension du champs d’acquisition

• De l’épaisseur de coupe

1

2

tube

patient


X

Y

Z

Vue ascendante

1 Largeur du champ d’acquisition

2 Epaisseur de spire

EPAISSEUR DE SPIRE

En acquisition mono barretteOuverture selon Z= épaisseur de coupe

En acquisition multi barrettesOuverture selon Z= épaisseur de spire= X coupe

EPAISSEUR DE COUPE• Elle représente la profondeur du voxel

(épaisseur de la «tranche anatomique » scannériser

• Elle est choisie en fonction:– Du contexte clinique(taille de la lésion à chercher)– De la taille du segment à étudier– De la quantité de signal souhaité

voxel

Epaisseur de coupe

Elle joue un rôle important sur la résolution spatial

Elle est a l’origine de l’effet de volume partielle

EPAISSEUR DE COUPEeffet de volume partiel

• C’est la représentation dans la « tranche à scannerisé » de deux structures anatomiques de densités différentes contenues dans le même voxel– A la visualisation en pixels, les densités de ces deux

structures sont moyennées en une seule qui n’a pas de correspondance anatomique


Réduction de l’épaisseur de coupes


Reconstruction en coupes chevauchées

PARAMETRES DE RECONSTRUCTION

• En acquisition hélicoïdal, il faut différencier les paramètres d’acquisition et les paramètres de reconstruction– Paramètres d‘acquisition: définissent la quantité et la

qualité des données brutes du volume exploré– Paramètres de reconstruction: définissent la visualisation

des données brutes du volume exploré(modifications possibles après acquisition)

A savoir1) Champ de reconstruction2) Epaisseur de coupe3) Espace inter coupe4) Filtre de reconstruction5) Matrice

CHAMP DE RECONSTRUCTION• Les images peuvent être reconstruites

avec un champ plus petit que le champ d’acquisition– Interpolation des caractéristiques de

l’image(résolution spatiale,résolution en densité,rapport signal sur bruit) comme si les données brutes avaient été acquises avec la taille du champ de reconstruction

Mais les « vraies » caractéristiques de l’image restent spécifiques à la taille du champ d’acquisition

CHAMP DE RECONSTRUCTION

S 200

I 200

FOV 400

S 50

I 150

FOV 150Dt 50

EPAISSEUR DE COUPE

• Les images peuvent être reconstruites avec des épaisseurs de coupes différentes– Interpolation des caractéristiques d’image

(résolution spatiale, résolution en densité,rapport signal sur bruit)

Mais les « vraies » caractéristiques de l’image restent spécifiques à l’épaisseur de coupe d’acquisition

EPAISSEUR DE COUPE

• Epaisseur de spire de 10 MM

• Détecteur 20X 0,5 MM

EPAISSEUR DE COUPE

Exemple: 20 coupes de 0,5 MM

Exemple: 10 coupes de 1 MM

INCREMENTATION

• C’est l’espace entre le milieu de chaque coupe reconstruite

In

Si In supérieur a l’épaisseur de coupe coupes espacées

Si In inférieur a l’épaisseur de coupe coupes chevauchées

INCREMENTATION

In

In

INCREMENTATION

Epaisseur 0,5 MM

Epaisseur 0,5 MM

Epaisseur 0,25 MM

MATRICE

• Elle est formée de pixels et de voxels, dans lesquelles sont représentés les niveaux de gris correspondant a chaque coefficient d’atténuation calculé

• Le plus souvent 512X512• Choisie en fonction du contexte clinique et

du segment à scannériser• Influe (en relation avec la F.OV.) sur la

résolution spatiale, la résolution en densité et le rapport signal sur bruit

FILTRE DE RECONSTRUCTION

• Introduction à la transformé de FOURIER

• Image » Voie numérique» Voie fréquentielle


Domaine temporelleDomaine fréquentielle


Domaine temporelle Domaine fréquentielle




Domaine temporelleDomaine fréquentielle







Profil d’atténuation

Transformée de Fourier

Détermination des gammes de fréquences

Images filtrées

Filtrage de certaines fréquences


• Il existe différentiels filtres à choisir en fonction de ce que l’on souhaite privilégier en terme de qualité d’image:

• Filtres spatiaux (dits « durs »)

• Filtres en densité (dits « mous »)

• Filtres intermédiaires (dits (standards »)


• Filtres spatiaux (dits « durs »)• Sélection des fréquences élevées• Privilégient la représentation des limites

anatomiques des structures• Résolution spatiale Résolution en densité

• Pour les structures à contraste naturel élevé (os, parenchyme pulmonaire)


• Filtres en densité (dits « mous »)• Elimination des fréquences élevées• Privilégient la discrimination des structures à faible

écart densité• Résolution en densité résolution spatiale

• Pour les régions à faible contraste naturel (abdomen, cerveau)


• Filtres en densité (dits « standard»)

• Compromis entre résolution spatiale et résolution en densité

• Pour les régions contenant à la fois des structures à fort et faible contraste naturel ( thorax: parenchyme et médiastin, rachis injecté )

QUALITE DE L’IMAGE

• Les critères qui définissent la qualité de l’image sont

• La résolution spatiale• La résolution en densité• La résolution temporelle• Le rapport signal sur bruit• Les artefacts

RESOLUTION SPATIALE

• C’est la précision de l’information contenue dans le pixel à la visualisation

• Elle dépends de la taille du voxel et du filtre de reconstruction choisi

• Trois paramètres déterminent la taille du voxel– L’épaisseur de coupe– La taille du champs d’acquisition– La taille de la matrice

RESOLUTION SPATIALE• Pour une même taille de matrice et de champs

– Si épaisseur de coupe résolution spatiale

• Pour une même taille de matrice et d’épaisseur de coupes

– Si F.O.V résolution spatiale

• Pour une même taille de champs et d’épaisseur de coupes

– Taille matrice résolution spatiale

RESOLUTION EN DENSITE

• C’est le pouvoir séparateur, en niveaux de gris, de la matrice

(possibilité de différencier deux structures à faible contraste)

Elle dépends de la profondeur de numérisation( nombre de bit de codage de la matrice), de la

taille du voxel et du filtre de reconstruction choisi

RESOLUTION TEMPORELLE

• C’est le nombre maximum de coupes pouvant être acquises en 1 seconde

• C’est l’atout majeur des scanners multicanaux grâce à l’augmentation:

• Du nombre de canaux de réception– 16 32 64 Bientôt 256

• De la vitesse de rotation– Jusqu’a trois tours par seconde

RESOLUTION TEMPORELLE

• Les technologie les plus avancées permettent:

• 64 coupes de 0.625 MM• 3 coupes par seconde• Soit une couverture de 120 MM par seconde• Application cardiaque

– Mouvement du cœur « figé » synchronisation EEG

RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT

• C’est une valeur qui définies le niveau de qualité d’une image• S/B qualité image • S/B qualité image • Signal: « Vraies information »

– Dépends des Mas,du Kv, du voxel, du Pitch• action manipulateur possible

• Bruit: « Fausses information »

– Constituée principalement du bruit quantique (mauvaise répartition des photons dans le faisceau), du bruit technologique (parasitage du à l’appareillage), du bruit électronique (perturbation dues à la chaîne informatique)

• Pas d’action possible par le manipulateur


• Variation du rapport S/B en fonction des Mas– Si nb Mas Photons sur détecteur

Beaucoup de signal• Rapport S/B augmente mais irradiation du patient

• Variation du rapport S/B en fonction des Kv– Si nb Kv Photons plus pénétrant

Beaucoup de signal

• Rapport S/B augmente mais irradiation du patient

et flou diffusé


• Variation du rapport S/B en fonction du pitch– Si pitch Données brutes acquises

Beaucoup de signal

• Rapport S/B augmente mais irradiation du patient

• Variation du rapport S/B en fonction du voxel– Plus les voxels sont grands et plus il y a de signal

par voxel

• Rapport S/B augmente mais resolution spatial

ARTEFACTS

• Ce sont des images reconstruites qui n’existent pas dans l’anatomie du patient(discordance entre la densité réelle et la densité reconstruite)

Volume partiel

Mouvement du patient

Sous échantillonnage ( insuffisance de mesure)

Documents

PRINCIPE GENERAL UTILITE DU SCANNER Le scanner permet de visualiser tous les éléments difficilement accessibles aux autres modalités, en se basant sur