De la radiologie au scanner RX - e2Phy

Le scanner :
Principe - Technologie - Applications Albert LISBONA
Service de Physique Médicale
CRLCC René Gauducheau, Saint-Herblain
mél : a-lisbona@nantes.fnclcc.fr Bernard AUBERT
Service de Physique, Institut Gustave-Roussy, Villejuif
mél : aubert@igr.fr
Les principes mathématiques de la théorie de reconstruction d'un objet à
partir de la connaissance de ses projections ont été énoncés en 1917 par J.
Radon. Les applications pratiques sont plus récentes puisqu'elles furent
développées par R.N. Bracewell en 1956 dans le domaine de la radio-
astronomie afin d'identifier des régions solaires émettant des radiations
micro-ondes. Les premières applications médicales furent réalisées en 1960
par W.H. Oldendorf en utilisant une source de rayonnements émettant des
rayons gamma et en 1963 par D.E. Kuhl et R.Q. Edwards ainsi que par A.M.
Cormak.
La tomographie par rayons X assistée par ordinateur (encore appelé
tomodensitométrie ou scanographie) fut développée par G.M. Hounsfield et la
première machine (scanner) utilisable sur site clinique fut installée en
1971 à Londres. Elle ne permettait d'examiner que la tête, et l'exploration
du "corps entier" fut possible à partir de 1974. La mise au point de la
scanographie a été saluée comme la découverte la plus importante en
radiologie depuis celle des rayons X par W.C. Roentgen en 1895. Elle a valu
à A.M. Cormak et G.M. Hounsfield le prix Nobel de Médecine en 1979 [1].
La tomographie axiale assistée par ordinateur (C.T.), ou scanographie, est
basée sur la détection d'un faisceau de rayons X tournant autour du patient
(figures 1 et 2). Cependant, à l'opposé de la radiologie classique où le
faisceau transmis est détecté et visualisé à l'aide d'un film ou d'un
amplificateur de luminance, il est détecté électroniquement puis numérisé.
L'image est ensuite reconstruite à l'aide d'un calculateur et visualisée.
L'acquisition de plusieurs coupes adjacentes conduit à l'information
tridimensionnelle.
Depuis son apparition il y a maintenant plus de trente ans, la scanographie
a connu un succès croissant, le nombre de scanners ayant par exemple plus
que doublé entre 1988 (229 machines) et 1997 (563 machines) [2]. Aussi,
compte tenu des niveaux de doses relativement élevés délivrés par ces
examens, cette technique d'imagerie représente à ce jour la principale
source d'exposition de la population dans le domaine du radiodiagnostic.
Des études britanniques [3] menées par le NRPB[1] ont montré que, sur la
base de 20 h.Sv par an et par machine, la dose efficace collective due à la
scanographie pouvait être estimée en 1993 à 7000 h.Sv, contribuant ainsi à
plus du tiers de la dose totale due à l'ensemble des examens par rayons X.
I - Rappels sur le principe
1. Acquisition des données L'acquisition d'un grand nombre de projections (monodi-mensionnelles)
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 1 et 2). |[pic] |[pic] |
|Figure 1 : Principe |Figure 2 : Schéma de la |
|d'acquisition des données |coupe reconstruite |
|sur un scanner. | | Un faisceau de rayons X, lors de la traversée de l'organisme, est
atténué par absorption et par diffusion (effets photo-électrique et
Compton). Cette atténuation dépend de la densité du milieu, de sa
composition atomique et de l'énergie du faisceau de rayons X. L'atténuation
d'un faisceau monochromatique par un objet de densité uniforme répond à la
loi bien connue : I = I0 exp (-µL) avec I0 : flux de rayons X à l'entrée
I : flux de rayons X à la sortie
µ : coefficient d'atténuation linéique du milieu
L : épaisseur du milieu traversé. Pour un objet plus complexe composé de petits éléments de volume
identiques mais de densités différentes on peut écrire :
(µi = (1/L).ln (I0/I) avec
µi : coefficient d'atténuation linéique de l'élément i
L : largeur de chaque élément volumique. Ainsi la somme des coefficients d'atténuation linéique le long de cet
objet peut-être calculée. Ce processus constitue la mesure élémentaire en
scanographie. Il nécessite un ensemble composé d'un tube à rayons X, d'un
détecteur de référence pour la mesure de I0 et d'un détecteur de mesure
pour I. Le déplacement linéaire de cet ensemble de mesure de part et d'autre
de l'objet examiné permet d'obtenir une série de mesures élémentaires.
L'ensemble de ces mesures pour une direction donnée (q), constitue une
projection p (r,q). Ce processus est répété plusieurs fois tout autour de
l'objet (sur 180° ou 360°) de façon à disposer des projections nécessaires
à la détermination du coefficient d'atténuation linéique de chaque élément
volumique de l'objet. a) Processus de reconstruction Le processus de reconstruction basé sur des mesures échantillonnées (m
mesures élémentaires par projection et p projections par acquisition soit m
x p mesures par acquisition) va conduire à une matrice image dont le
contenu de chaque pixel (contraction de picture element) représente le
coefficient d'atténuation d'un volume élémentaire (voxel) dont la section
est égale au pixel (0,5 à 2 mm de côté) et la profondeur est égale à la
largeur du faisceau de rayons X traversant le patient (épaisseur de coupe
de 1 à 10 mm).
La méthode de reconstruction utilisée est celle de la rétroprojection
filtrée. L'utilisation d'une simple rétroprojection conduisant à une image
floue, il est nécessaire de filtrer les projections avant de les
rétroprojeter (figure 3). Cette filtration est obtenue par convolution de chaque projection
mesurée avec un filtre rampe (s). La phase de mesure nous donne les
projections p (r, q).
La rétroprojection simple conduit à une fonction approchée f'(x,y)
telle que :
[pic]
La rétroprojection filtrée conduit à une fonction exacte f(x,y) telle que : [pic]
|[pic] | Figure 3 : Principe de la méthode de reconstruction par rétroprojection
filtrée. où p'(r,q) est obtenu par convolution de p (r,q) avec la fonction filtre s [pic] En pratique, une convolution dans le domaine réel est équivalente à
une multiplication dans le domaine fréquentiel. Ce processus conduit en
fait à une procédure de reconstruction plus rapide. Ce passage est obtenu
par utilisation de la transformée de Fourier. Le retour au domaine réel
s'effectue par transformée de Fourier inverse. Le filtre rampe s a une fonction de reconstruction et de suppression
de flou dans l'image. Cependant on profite de cette phase pour modifier le
contenu de l'image en fonction de l'application recherchée : renforcement
des contours, diminution du bruit, ... figure 4). Cette modification est
obtenue en multipliant le filtre rampe par un des filtres privilégiant par
exemple les hautes fréquences spatiales ou les basses fréquences spatiales
(en fonction de l'exploration clinique). Notons qu'en dehors du filtre
d'autres paramètres dépendant de l'opérateur influencent l'information
contenue dans l'image : ce sont soit des paramètres d'acquisition (haute
tension, dimensions du champ exploré, ...) soit des paramètres de
reconstruction (taille de la matrice image, zoom, ...). Ainsi le processus de reconstruction est constitué des 4 étapes
suivantes : mesure, prétraitement (conversion logarithmique ln(I0/I)),
filtrage et rétroprojection. Une fois le processus de rétroprojection
terminé, l'image est disponible en mémoire, prête à être visualisée avec un
contenu des pixels normalisé selon une échelle de nombres standardisée.
|[pic] | Figure 4 : A) Filtre rampe intervenant dans le processus de rétroprojection
filtrée. B) Filtres complémentaires dépendant de l'exploration clinique. En
pratique le filtre utilisé est le produit du filtre rampe avec un de ces
filtres.
En scanographie le paramètre physique à la base du contraste dans
l'image est le coefficient linéique d'atténuation µ. Le contenu NS de
chaque pixel de l'image est relié aux valeurs de µ par la relation : [pic] Cette relation conduit à une échelle standardisée (échelle
d'HOUNSFIELD) utilisée sur tous les scanners. Elle repose sur deux valeurs
particulières : -1000 pour l'air et 0 pour l'eau. En pratique elle s'étend
au delà de +1000 pour l'os dense. En fait, une dynamique de 12 bits (4096
niveaux), décalée de 1024 vers le bas, est disponible. Cette échelle aussi
étendue est nécessaire car les scanners actuels permettent de séparer des
tissus dont les µ diffèrent de 0,3 %.
Pour observer en détail une image sur l'écran vidéo on ne peut pas
visualiser toute la dynamique (4096 niveaux) contenue dans l'image à l'aide
de l'échelle de gris généralement disponible (16 niveaux). On est donc
conduit à sélectionner une largeur de fenêtre dans laquelle vont s'étaler
les niveaux de gris et choisir un niveau moyen correspondant au milieu de
la fenêtre. Ces paramètres s