UE 3.1 RAPPELS IMPORTANTS

ERLM

Principe : cassette qui possède un écran « numérique ». Celui-ci capte les photons X, et lorsqu’il est passé sous un laser, il retransmet une autre lumière.

Avantages :

• Numérisation de tout un service à cout moyen
• Archivage stockage
• Lecture immédiate

Inconvénients :

• Résolution spatiale
• Ergonomie cassettes
• Délai d’obtention de l’image finale
• Pas de scopie

L’amplificateur de brillance

Avantages :

• Pas de cassette
• Radioprotection
• Scopie numérique (si scopie pulsée)
• Stockage
• Archivage

Inconvénients :

• Résolution spatiale
• Taille du champ
• Système optique
• Encombrement

Les capteurs CCD (charge coople device)

Principe

Technologie entre le capteur plan et les ERLM. Il y a un scintillateur (cristal), si on lui envoi de l’énergie, il brille. Nous allons donc ensuite placer une lentille qui va récupérer l’information qui l’enverra sur une matrice CCD.

Avantages :

• Pas de cassette
• Radioprotection
• Stockage, archivage

Inconvénients :

• Résolution spatiale
• Système optique
• Pas de scopie

Les capteurs plans

Principe :

Système indirect : on envoi des photons X sur un cristal, ce cristal émet de la lumière et au contact de ce cristal il y a une matrice de photodiode, il y a donc transformation en électricité.

Avantages :

• Pas de cassette
• Radioprotection
• Stockage, archivage
• Taille du champ
• Résolution spatiale

Inconvénients :

• Cout

 

L’ergonomie des ERLM

• Les terminaux d’identification (vérifier l’identité du patient) – worklist – le web
• La connexion avec le RIS (système d’information radiologie) et le SIL (système d’information locale)
• Le lecteur de plaques
• La console de visualisation
• Les cassettes
• Les écrans (2 types – résolution différente) :

On irradie plus avec des écrans hautes résolution car on augmente le mA

L’ergonomie des capteurs plans et CCD

• La qualité image :

 

Le rapport signal / bruit

La dose est indiquée par le « S », il doit être entre 100 et 200 à mAs

Le facteur de contraste par le « L » il doit être vers 2 à kV

 

 

 

UE 3.1 MEDECINE NUCLEAIRE – INTRODUCTION AUX TECHNIQUES D’IMAGERIE ET NUMERISATION

Médecine nucléaire – Principe généraux

Introduction

Médecine nucléaire : Utilisation médicale de source radioactive non scellés (source dispersible = liquide, ou gaz) dans un but diagnostic ou thérapeutique.

Administration d’un médicament radiopharmaceutique dans un but diagnostic (In vivo).

Administration d’un radiopharmaceutique dans le but de détruire un tissu ou des cellules cibles (radiothérapie interne).

Dosage de substances biologiques. Radioimmunoanalyse (In vitro).

Deux types d’imagerie :

• Imagerie morphologique: RX standard, scan, IRM…
• Etude anatomique
• Haute résolution spatiale
• Imagerie fonctionnelle: Médecine nucléaire
• Représentation de la distribution d’un traceur dans le corps humain ou dans un organe cible
• Etude de l’aspect fonctionnel d’un organe
• Mauvaise résolution spatiale
• Hyperfixation – Hypofixation

Notion de traceur / vecteur

Traceur = médicament radiopharmaceutique.

Elément radioactif qui sera injecté au patient = radionucléide ou marqueur (EX : ^99mTc)

• Utilisé seul ou couplé à une molécule vectrice
• Tc 99m disponible tout le temps
• Autres traceurs livrés chaque jour dans le service

Vecteur = molécule qui permet de transporter le traceur radioactif dans l’organe cible (EX : HMDP se fixent sur les os – Les MAA se fixent sur les poumons).

Générateur : tout système contenant un radionucléide parent déterminé servant à la production d’un radionucléide de filtration obtenu par élution ou par toute autre méthode et utilisé dans un médicament radiopharmaceutique.

• Traceur = marqueur + vecteur. (EX : ^99mTc + HMDP pour scintigraphies osseuses)
• Traceur = marqueur. (EX : ¹²³I pour les scintigraphies thyroïdiennes)

Préparation des radiopharmaceutiques :

• Hygiène
• Traçabilité
• Radioprotection (enceinte blindée)
• Préparation dans une pièce appelée « labo chaud »

Appareillage

La gamma caméra permet la détection et la localisation de photons GAMMA.

• Collimateur (grille qui sélectionne les photos qui proviennent du patient) en les mettant sur les détecteurs

Les caméras hybrides (gamma caméra + scanner).

Les caméras semi-conducteurs (gamma caméra + scanner à pour faire le cœur).

Le PET SCAN.

Détecteurs de rayonnement (compteur gégène-Muller)

Matériel de radioprotection

La hotte plombée (ou Sorbonne) :

• Préparation des produits radioactifs
• Parois et verre plombés
• Gants de manipulation
• Pinces recourbées stériles

Caches plombés : protection des mains et du corps

Administrations des radiopharmaceutiques

• Intraveineux
• Inhalation
• Ingestion per os

Déroulement d’un examen

Préparation du produit

Accueil du patient :

• Vérification CI (grossesse sauf Embolie Pulmonaire, allaitement…)

Injection ou administration du traceur :

• Consignes (hydratation…)

Plus ou moins épreuve d’effort

Passage sous la caméra avec un délai de 0 sec à jusqu’à 72heures

Plusieurs passages possibles suivant le protocole

Traitement des images

Images obtenues

Gestion des déchets

• Élimination : < 2 fois le Bruit de fond (BF). Référence = 10 cps.
• Registres d’entrée/sortie
• On attend une période de 10T (10 période) avant le l’éliminer.
• Récupération des urines et défections des patients dans des cuves.

UE 3.1 L’IMAGE NUMERIQUE MATRICIELLE

Les avantages de l’image numérique par rapport à l’imagerie conventionnelle sont nombreux :

• Une meilleure sensibilité et une meilleure radioprotection (sauf pour l’ampli « ancien »)
• Un meilleur contraste (courbe de contraste différentes), et une meilleure exposition (grande latitude : de faibles à fortes expositions)
• Un meilleur traitement après l’exposition (définition, contraste, soustraction, tracé, mesures….)
• La transmission en réseau
• L’environnement (pas déchets)
• L’archivage (PACS)

Définitions

La matrice : représentation en 2 dimensions de l’anatomie du patient. Chaque information est stockée dans un pixel. Résultat de l’échantillonnage.

Le pixel : c’est l’unité élémentaire de la matrice. Sa taille est calculée suivant la formule suivante :

Sa taille dépend donc de la taille du champ d’acquisition(en mm ou en cm) et de la taille de la matrice(en nombre de pixels par côté).

A taille de champ identique, plus la taille de la matrice est grande, plus le pixel sera petit ; plus la taille de la matrice sera petite, plus le pixel sera grand.

Plus la fréquence d’échantillonnage est grande, plus il y aura de pixels.

Les matrices peuvent être symétriques (carrée) ou asymétriques, elles varient de 256 à 5000 lignes, et elles seront choisies en fonction de la résolution spatiale, de la résolution en contraste et du rapport signal sur bruit que l’utilisateur souhaitera.

• Au scanner elle est de 512 carrées. Ce sont les capteurs qui utilisent les matrices les plus grandes.
• L’IRM utilise les petites matrices et de plus ce sont des matrices asymétriques.

Plus la taille de la matrice sera élevée (pixels plus petits), plus la résolution spatiale sera grande, la résolution en contraste faible et le rapport signal sur bruit faible.

La matrice est composée de 2 parties :

• L’espace de l’image (face avant) : c’est la partie que l’on visualise sur l’écran, il s’agit du nombre de pixels (points élémentaires) et cela correspond à la résolution spatiale de l’image (détails).
• La profondeur de l’image (du cube) ou profondeur virtuelle de l’image : c’est là que se trouvent tous les niveaux de gris possibles de l’image donc elle correspond à la résolution en contraste de l’image. Il s’agit aussi de la profondeur virtuelle du stockage informatique. Plus le stockage de l’information est important, plus on aura des niveaux de gris différents disponibles pour chacun des pixels et codée en chiffres binaires.

L’espace :

• Le nombre de pixels dans l’image correspond à un calcul de surface :
• Plus il y a de pixels par unité de surface, plus l’image est « fine », donc il y a une bonne résolution spatiale.

La profondeur : –

• En prenant exemple d’un pixel, on peut illustrer se profondeur comme une tour de plusieurs étages (bits).

Etage éteint : bit = 0

Etage allumé : bit = 1

Nombre de niveaux de gris = 2 ^{(nombres de bits)}

Ce sont les capteurs et les ERLM qui utilisent le plus de niveaux de gris :

• 8 bits (= 1 octet) : 256 niveaux de gris
• 10bits :1024 niveaux de gris (amplificateur de brillance, scanner, IRM)
• 12 bits : 4096 niveaux de gris (ERLM, capteur plan)

Le champ d’acquisition (FOV) : dimension de la zone à visualiser. S’exprime par la longueur de son coté en centimètres, ce sont les limites de son diaphragme et dépendent aussi de la taille du détecteur.

La qualité image

La résolution spatiale : c’est la précision de l’information, la capacité à distinguer 2 petites structures proches (unité = paire de lignes/mm ou pixels/mm).

On peut la mesurer grâce à une mire de résolution spatiale ; grille faite de lames radio opaques (lignes blanches sur l’image) et de lames radio transparentes (lignes noires sur l’image). La résolution spatiale est mesurée dans les 2 axes de l’image.

La résolution en contraste : c’est le pouvoir séparateur de l’unité matriciel en niveaux de gris (bits), c’est donc la capacité à distinguer  2 structures de densités proches (similaires). C’est la profondeur de la matrice. Pour avoir une meilleure résolution en densité on utilise des filtres. Elle dépend aussi du rayonnement diffusé, de la sensibilité des détecteurs, et avoir un rapport signal/bruit élevée.

Le rapport signal sur bruit : c’est l’étude comparative qui existe entre le signal (qui contient les vraies informations, provenant du patient) et le bruit global quantique (faisceau) et technologique contenu dans l’image (parasitage) donc de la fausse information. Pour avoir un meilleur signal sur bruit il faut :

• Diminuer le temps de pose
• Augmenter les mAs
• Réduire la chaine technologique

Sensibilité des détecteurs : capacité des détecteurs à capter les photons X.

Fonction de transfert de modulation : courbe qui fait le lien entre la résolution spatiale et la résolution en densité. Elle indique comment le détecteur restitue les détails d’une image radiographique et sa capacité à reproduire un contraste selon les fréquences spatiales.

Taille de l’échelle de quantification : correspond au 2ⁿ des niveaux de gris. A chaque échantillon du signal correspond une valeur et l’échelle de valeur correspond au nombre de valeurs qu’un échantillon peut prendre. En radiologie numérique ça correspond à un niveau déterminé de gris et la taille de cette échelle s’exprime en bits. Plus l’échelle est élevée, meilleure sera le contraste sous réserve d’un bon rapport signal/bruit.

Notion de fenêtrage : changement de la courbe de contraste ou l’échelle de quantification. Permet de programmer les niveaux de gris utilisés pour l’image dans le but d’utiliser ceux qui feront apparaitre les niveaux de gris recherchés.

En radiologie : composé du centre (niveaux) et de largeur.

Le volume partiel : c’est la représentation par un gris unique de 2 structures différentes comprises dans le même pixel. Il faut donc bien choisir la taille de sa matrice.

L’effet quantique de détection ou DQE (Detected Quantum Efficiency) : montre l’aptitude d’un système radiologique  à convertir fidèlement l’image initiale sans la distordre. C’est le rapport du signal/bruit en sortie divisé par le rapport signal/bruit à l’entrée. Ce rapport sera inférieur à 1, soit inférieure à 100% car le rapport signal/ bruit en sortie est toujours plus grand que le rapport signal/bruit à l’entrée.

La résolution temporelle : il s’agit du nombre d’images que l’on peut acquérir par seconde (pour tous les  systèmes de détection) ou du nombre d’images que l’on peut visualiser par seconde (pour l’amplificateur de brillance). Pour cela il faut que la rémanence des détecteurs soit la plus faible possible.

Temps de lecture électronique : la mesure de la valeur d’un pixel à lieu lors de la conversion du signal analogique en signal numérique (échantillonnage). Le temps de ce processus est appelé, temps de lecture électronique. Plus le temps est élevé, plus la mesure de la valeur du pixel est précise. Si ce temps est trop court, il y a des artéfacts lié à la présence de charge résiduelle dans les détecteurs. L’échantillonnage est d’environ 5 secondes.

La console de visualisation :

Les images de fluorographie, ERLM et capteur plan nécessitent un moniteur 2 ^k :

• 2048 pixels par ligne
• Balayage avec une fréquence de rafraichissement d’au moins 100 Hz (balayage rapide de l’écran utile en fluorographie pour les examens dynamiques) et d’une taille de 21 pouces minimum (52cm de diagonale)
• Un affichage simultané d’au moins 1024 niveaux de gris

Les images d’IRM, de scanner et d’échographie : moniteur 1^k suffisant : 1024 pixels par ligne.

Le poids de l’image

Calcul du volume nécessaire pour stocker une image :

• Nombre de pixels en largeur X Nombre de pixels en hauteur X Nombre d’octets (profondeur de l’image).

Il faut toujours 24 octets pour l’organisation informatique.

Exemple de « poids » de l’image :

• 1coupe IRM : 256 x 256 x 2 octets = 131 072 octets = 128 Ko = 0.125 Mo
• 1 examen IRM = 80 images = 10 Mo
• 1 coupe TDM : 512 x 512 x 2 octets = 524 288 octets =512 Ko = 0.5 Mo (4 fois plus de pixels que pour l’IRM)
• 1 examen TDM = 80 images = 40 Mo
• 1 image fluorographie : 1000x1000x 2 octets = 1.9 Mo
• 1 image ERLM : 2500x2000x2 octets = 9.5 Mo
• 1 image capteur plan : 3000x3000x2 octets = 17 Mo

L’image

Le format de l’image

DICOM : Standard images médicales

La compression de l’image

Sans perte :

• L’image finale (compressée puis décompressée) est identique à l’originale
• Problème : taux de compression faible, +/- 2:1

Avec perte :

• L’image a perdu définitivement des informations
• Avantages : taux de compression élevée de 3:1 à 100:1 (choix possible de la qualité finale de l’image)
• Standards : JPEG pour les images fixes, MPEG pour les dynamiques.

 

UE 3.1 LE TRAITEMENT DES IMAGES MEDICALES

Le but est l’amélioration du potentiel diagnostique des images ;

Il s’agit de l’amélioration de la lisibilité pour faciliter l’étude locale ou globale de l’image :

• en contraste
• en luminosité (noircissement, fenêtrage)
• en perception des limites des structures.

Les différents traitements

Le prétraitement

Il se fait avant de voir l’image mais après l’acquisition de cette image. Le prétraitement se fait automatiquement par la machine mais est guidé par les paramètres que l’on lui a fournis.

Pré traitements(en fonction du menu choisi) :

• Détection automatique des diaphragmes : se fait lors de la première lecture de l’écran par le laser, ainsi que la détermination du niveau moyen d’exposition.
• Application d’une sensibilité relative (fait d’amplifier plus ou moins le signal, réajustement de l’exposition) en fonction du but recherché (exposition) :
  • Image des extrémités (mAs élevé, faible amplification par le photomultiplicateur, très bon rapport signal sur bruit, bonne visibilité des détails)= faible sensibilité.
  • Dose problème majeur (mAs faible, forte amplification par le photomultiplicateur, faible rapport signal sur bruit, moins bonne visibilité des détails)=sensibilité élevée
• Recalage de la luminosité (échelle de gris) sur l’histogramme de l’image acquise ; il s’agit du fenêtrage automatique = gamme de gris sur les pixels de la région d’intérêt à condition qu’elles aient été détectées sur l’histogramme.
• Application d’une courbe de transfert (contraste) : Lock Up Table(L.U.T).

Post traitement :

Il est fait par le manipulateur ou le radiologue après la visualisation de l’image.

• Renforcement des contours (=renforcements des bords, plus de détails sur les bords)
• Lissage du bruit (moyenne, variance, filtre médian…)
• Zoom (photographique ou interpolé)
• Diaphragme, annotations, composition de planches de clichés, mesures…

Différents post traitements :

Indépendant des traitements (anamorphose), traitement d’un pixel sur sa valeur sans s’occuper des pixels qui l’entourent

Dépendant de l’environnement (filtre spatial ou fréquentiel), traitement d’un piwel sur sa valeur sans s’occuper des pixels qui l’entourent

 

Processus : indépendant ou dépendant de l’environnement.

Processus indépendant de l’environnement (anamorphose)

Traitement d’un pixel en fonction de sa valeur sans se soucier de la valeur des pixels environnants :

Courbe de contraste, inversion de contraste, fenêtrage, zoom photographique

Processus dépendant de l’environnement (filtrage spatial, ou filtrage fréquentiel)

Traitement d’un pixel en fonction de la valeur des pixels entourant de manière plus ou moins proche le pixel considéré :

Lissage, renforcement de contours, modification de l’amplitude de signaux, zoom interpolé.

Il existe 4 courbes de contraste différentes :

• Linéaire pour la mise au point du système (non clinique)
• Digestif, uro, poumons (mou) : courbe exponentielle de Kanamori, qui tient compte de la non linéarité de la vision des contrastes en fonction du noircissement
• Extrémités : courbe sensitométrique créant un équilibre entre la courbe digestif et celle os
• Os : courbe sensiblement identique d’un film analogique.

Si on fait deux clichés sur une même plaque ERLM, il n’y a qu’une courbe de contraste.

• Ex : poignet / face profil. Le premier cliché est bon et le deuxième est trop blanc car plus d’os à pénétrer.

Les traitements dépendant de l’environnement (variation du contraste local)

Filtres spatiaux et noyaux de convolution

Filtre passe bas (= filtre de lissage)

Le lissage est utile pour rendre le bruit moins visible, on utilise un filtre passe-bas (le bruit étant constitué de hautes fréquences = détails). (Meilleur Rapport S/B)

Filtres « passe-bas » : ils sont utilisés pour atténuer les détails de l’image qui « tranchent » nettement avec le reste de l’image: bords, caractéristiques particulières notamment. Le résultat de l’application d’un filtre « passe-bas » sera une image «brouillée » ou « trouble ». On ne laisse passer que les basses fréquences à rend le bruit moins visible. On essaye de lisser les bords des contours osseux.

Le filtre « passe bas » permet une diminution du bruit mais il y a donc aussi une diminution de la résolution spatiale.

Filtre passe haut (= filtre de renforcement de bord, ou renforcement de contours)

Filtres « passe-haut » : contrairement au précédent, ils sont utilisés pour atténuer les caractéristiques « neutres » et mettre en évidence les détails qui « tranchent ».

Les détails dans l’image sont constitués de fines structures linéaires, de contours, et de bords, constituant les hautes fréquences spatiales du spectre de l’image.

La filtration des fréquences peut supprimer les basses fréquences (filtre passe-haut).

Le filtrage spatial consiste en la modification de la répartition des fréquences spatiales. Le principe choisi est celui du masque flou, qui rend plus visible les bords et les lignes, et améliore le contraste des détails fins. (Meilleure résolution spatiale).

Après l’utilisation d’un filtre « passe haut », il y a renforcement des bords mais aussi augmentation du bruit.

Les zooms

Il existe 2 zooms :

• Le zoom photographique (numérique) : on augmente la taille des pixels et ainsi l’image est zoomée.
• Le zoom interpolé : il s’agit d’une reconstruction virtuelle de pixels plus petits afin que ceux-ci ne soient pas trop visibles dans l’image erronée.

Les autres traitements possibles :

• Les diaphragmes : manuels ou automatiques, exemple : Black border (Agfa) ou masque (Kodak), sur Fuji on le fait manuellement ; on les redessine pour éviter l’éblouissement sur le négatoscope.
• Les reconstructions des rachis ou des membres inférieurs en entier
• Les annotations
• La composition d’une planche avec différents clichés…

Les traitements spécifiques à la fluorographie

Le fenêtrage est automatique, il y a donc un meilleur contraste sur la région d’intérêt lorsqu’il n’y a pas de zones de flash (saturation) sur l’image.

Pour éviter la saturation il faut donc diaphragmer, utiliser des filtres compensateur(en aluminium, ou de type boomerang et pente douce).

Il existe aussi des boutons sur le pupitre ou sont programmés différentes courbes de contraste

UE 3.1 LES ECRANS ERLM

Cassette :

• Fibre de carbone avec un cadre en aluminium
• Code barre ou puce (identité du patient + incidence réalisée)

Ecran :

• 4 couches :
  • Couche transparente flexible en polyéthylène d’épaisseur inférieure à 1 mm.
  • Une couche luminescente (sur une seule face du support) formée de cristaux luminescents de phosphores photostimulables et évitant la rétro diffusion. Ces cristaux étaient les premiers utilisés d’où le nom de » plaques phosphores ». Leur nom est « fluoro bromure de baryum dopé à l’europium » ou « fluoro halogénure dopé à l’europium ».
  • 2 couches protectrices anté et post (noire)
• 2h après 80% d’information ; 24h après 50% d’information en moins

Principe physique :

L’image radiante X c’est l’atténuation du faisceau X par le patient reçu par le récepteur (écran). Ce dernier retient l’énergie pour former l’image latente. L’écran restitue l’image de manière différée.

Numériseur

Station de lecture

Le photon X réagit avec l’iode et le strontium par effet photoélectrique (absorption totale du photon X qui éjecte un électron lié). Les électrons crées prennent l’énergie du photon, ils sont libre et viennent se fixer sur le fluor, baryum et le brome. C’est comme ceci qu’on obtient une image latente. Cette fixation est métastable, c’est à ce moment qu’on peut le mettre dans le lecteur de plaque.

Principe du lecteur de plaque :

• Ouvre la cassette
• Prend l’écran
• Ecran balayé par un laser (2 eV – couleur rouge)
  • Vient taper dans le fluor, et l’électron libre va aller sur l’europium (instable). Instable donc l’électron va passer sur l’iode en émettant un photon lumineux (bleu).
  • Un filtre sépare la stimulation (pourpre) de l’émission du photon de fluorescence (bleu) à pas de parasite (interférence) pouvant dégrader la qualité image.
  • Ce signal lumineux est converti en signal électrique puis amplifié grâce à un tube photomultiplicateur.

Le balayage laser se fait en 2 temps :

• 1^er: Le laser est dévié par des lentilles et miroirs donc le premier balayage sont juste sur quelques points de l’image, qui sert à déterminer le diaphragme (limite du champ) et le niveau d’énergie moyen libéré (mAs). Savoir s’il faut augmenter l’énergie du balayage.
• 2^ème: Ligne par ligne

Au bout de deux heures sur l’état métastable il ne reste que 80% de l’image. Et au bout de 24 heures il ne reste que 50% de l’image.

Le photomultiplicateur – Traitement images

Le photomultiplicateur

2 rôles :

• Transformation des photons lumineux en électrons
• Multiplication des électrons

Composition :

• Photocathode (négatif) libère un électron quand un photon lumineux la tape.
• Dinodes = pièces métalliques frappés par les électrons, qui lorsqu’elles sont tapées par des électrons en libèrent de plus en plus. Chaques dinodes (-) ont une DDP croissant pour que les électrons ailles de la cathode vers l’anode (+).

• Récupération d’un signal électrique à la sortie du photomultiplicateur

Signal électrique passe dans un CAN (convertisseur analogique numérique) :

• Transforme un signal électrique (analogique) en chiffres binaires (1-0 numérique). Les images médicales sont en format DICOM.

Ce que fait le CAN :

• Echantillonnage: lecture à intervalle de temps régulier afin de remplir d’une colonne de la matrice. A chaque temps de lecture on obtient une colonne de la matrice.
• Numérisation

Les chiffres binaires passent dans un calculateur :

• Reconstruit et traite les images pour les mettre sur le PACS (mémoire).

L’image est retraitée en photon lumineux grâce au CNA et arrive sur l’écran.

• Pour effacer les informations sur la plaque ERLM, il y a un flash lumineux arrivant d’une lampe à sodium.

Réponse du système : Pour les ERLM : On peut retravailler l’image car la réponse est linéaire. C’est grâce à ceci qu’on peut jouer sur le contraste et le noircissement.

Pour les images argentiques, en dessous ou au-dessus d’une certaine valeur nous n’avions aucune image.

Il y a une tolérance modérée par rapport à la récupération de l’image.

Qualité image

• Résolution spatiale : capacité à voir les détails de l’image, elle dépend :
  • Du nombre de mesures faites sur l’écran
  • Du nombre de lignes par millimètre sur l’écran
  • Du nombre d’échantillonnages (plus y a de ligne, plus on les lies, meilleure est la qualité image)

Elle est identique pour tous les formats de cassette = même paire de ligne par millimètre (5) = pixel

Plus la cassette est petite plus il y a de paires de ligne. C’est la mammographie qui demande le plus de paires de ligne.

Cassette :

• 18 * 24 : 5 pl/mm
• 34 * 43 : 3.2 pl/mm

Pour les capteurs plans : 3 à 4 pl/mm

Fluoroscopie (scopie) : 1.5 à 2.5 pl/mm

Argentique : à 5 à 15  pl/mm

Rapport signal sur bruit :

• Signal: Vraie rapport des photons sur patient
  • Dépend des mAs (du niveau d’exposition)
• Bruit: Parasitage

S (niveau d’exposition) :

• On le voit en bas des clichés et sur l’écran de lecture
• Il varie selon les marques :

Fugi, Phillips, Siemens : S = facteur d’amplification du signal

               Dose correct : S = 200

Dose *4 : S = 140 (trop de mAs)

Dose /4 : S = 260 (pas assez de mAs)

Kodak : S = facteur de sensibilité

               Dose correct : S = 2000

Dose *4 : S = 2600 (trop de mAs)

Dose /4 : S = 1400 (pas assez de mAs)

Agfa : S = indice de dose

               Dose correct : S = 2

Dose *4 : S = 2.6 (trop de mAs)

Dose /4 : S = 1.4 (pas assez de mAs)

Surexposition :

• Trop de mAs (signal rapport sur bruit bon) à beaucoup de signal
• Bonne exposition (machine compense)
• Diminution de la DDP aux bornes du photomultiplicateur
• Surirradiation du patient
• Trop forte exposition à perte d’information car saturation écran

Sousexposition :

• Pas assez de mAs
• Augmentation du DDP aux bornes du photomultiplicateur
• Faible rapport signal/bruit à image bruitée

Contraste (kV) :

Amplitude de l’image radiante  = contraste objet

Plus les kV sont bas, plus le contraste est bon.

Latitude d’exposition : L = 2

Quand le contraste objet est trop fort : L > 2 à kV trop faible

Quand le contraste objet est trop faible : L < 2 à kV trop fort

Admis 1.8 < L < 2.6

Flous

Prétraitement : choisi en fonction de l’incidence – faite par le constructeur

Poste traitement : luminosité, diaphragme, zoomer, annoter, plancher, renforcement contour et lissage, mesure…

Synthèse

• Excitation des atomes par les rayons X
• L’état d’excitation est gardé (métastable)
• Désexcitation par balayage laser
• Emission de lumière (bleu)
• Lumière captée et transformée en électrons
• Flux d’électrons amplifié
• Numérisation du signal électrique (CAN)
• Initialisation de l’écran par une forte lumière après sa lecture (lampe au sodium)

UE 3.1 LES CAPTEURS PLAN

On change les photons X en signal électrique. Mais les capteurs plans ici sont composés de matrice de pixels actifs qui convertit directement les rayons X en signal électrique.

A chaque pixel, la charge électrique est lue et converti en donnée numérique. Il existe deux méthodes des conversions de rayon X en signal numérique :

• Méthode direct

Pour les capteurs directs, les photons sont directement transmis en énergie électrique (électrons)

• Méthode indirect

Les photons X sont transformés en énergie lumineuse, elle-même transformé en énergie électrique, elle-même mesure par l’échantillonnage…

Ce sont des capteurs de grande surface 43*43. Il existe soit un système de cassette capteur plan, soit un système Potter. L’image est tout de suite numérisée et transmise sur l’espace de travail.

Il existe une matrice TFT : Thin Field Transistor (transistor à effet de champ). C’est cette matrice qui permet de lire le signal électrique à utilisé par les capteurs plans directs et indirects.

Les capteurs plans directs

Le matériel utilisé est du sélénium, c’est celui-ci qui converti les photons X en électrons. La couche supérieure composée de sélénium amorphe interagit avec les photons X pour former des paires de trous électrons. Au-dessus de la couche de sélénium se trouve une électrode chargé positivement (+) et en dessous une électrode chargée négativement (-). Entre ces deux électrodes on applique une ddp de 5 à 6 kV. Les électrons vont vers l’électrode + et les trous électrons vont vers l’électrode chargé négativement. La ddp va diminuer car les trous électrons vont se comporter comme des charges positives de façon proportionnelle à la qualité, et quantité de faisceau de rayons X reçu par le détecteur. L’électrode négative est reliée à la matrice TFT (Thin Field Transistor), créer un profil de charge correspondant à l’image latente (garde toute les charges+). Ce profil de charge est stocké dans les archives de la matrice TFT.

Les matrices actives ou matrice TFT sont des matrices de photodiodes et transistors reliés directement à l’électrode collectrice. L’ensemble fait environ 1pixel. Le pixel est défini par la surface de l’électrode.

Schéma fonctionnel de la matrice TFT :

Les photons vont sur une photodiode, qui va les transformés en électrons, passe ensuite par l’électrode collectrice, puis lorsque le transistor est ouvert ils sont stockés dans le condensateur. Une fois que le transistor s’ouvre, les électrons vont sur le CAN.

Résumé :

Sous l’effet d’un rayonnement X, le sélénium devient un conducteur et perd une partie de sa charge électrique. L’effet est proportionnel au nombre de photons, on appelle ça effet linéaire. Les charges crées sont attirées par le champ électrique et la capacité à associer à l’électrode du pixel se trouve ainsi chargée.

Avantages

• Excellent résolution spatial (détail) dû aux pixels qui créent directement l’image. Résolution spatial limité par la taille des pixels.
• Perte de signal limitée car il n’y a plus autant d’appareil dans la chaine technologique (moins d’intermédiaire pour avoir l’image finale).
• Meilleure signal/bruit à meilleure efficacité de la détection quantique.
• Possibilité de traitement d’image
• Rapidité et ergonomie

Inconvenants

• Mauvaise absorption des photons X par le sélénium (200 à 500µm)
• Sont plus utilisé en mammographie qu’en radiologie conventionnel
• Temps de rémanence élevé donc difficulté à faire des examens dynamique et scopie
• Pour 1mm de sélénium il faudrait une tension de 10000V pour une absorption correcte de photons X
• Cout élevé

Les capteurs plans indirects

La conversion indirecte permet de changer les photons X en rayons lumineux, puis transformé en charges électriques (électrons). Dans la matrice TFT, c’est une photodiode qui transforme les RX en charge électrique qui sera amplifié codé et numérisé.

Support en verre sur lequel il y a du silicium amorphe. La matrice de photodiode est reliée à la matrice de TFT. Au-dessus il y a un écran fluorescent d’iodure de césium (oxysulfide de gadolinium), cette structure est une structure en aiguille.

L’iodure de césium est phospholuminescant sous l’action des rayons X. Il convertit les rayons X en lumière. Un photon X donne plusieurs photons lumineux. La photodiode chargée initialement à l’inverse de la tension V est déchargée par le photocourant.

Grâce au numéro atomique de l’iodure de césium il y a une bonne absorption des photons X par le scintillateur. Meilleure absorption à 70 kV (3 fois plus) que le capteur plan direct. La lumière émise est transformé en charge électrique par les photodiodes. Ce détecteur n’étant pas rémanent, on peut l’utiliser pour faire des acquisitions dynamiques. Il faut néanmoins qu’entre deux clichés la machine créé une image de bruit de fond durant 200ms. Pour utiliser la machine en examen dynamique il faut réduire la taille de matrice (réduction de la taille des pixels ou du nombre de pixels), mais ceci entraine une baisse de la résolution spatiale.

Avantages

• Ergonomie
• Stockage
• Envoi de clichés par réseau
• Excellente qualité d’image
• Bonne absorption des photons X par le scintillateur (plus le scintillateur est épais, plus le rendement est bon)
• Réduction de la dose pour le patient

Inconvénients

• Moins bonne qualité image que les systèmes directs
• Cout élevé
• Plus le scintillateur est épais, plus ça entraine un flou de détecteur, donc une baisse de la résolution spatiale

Matrice TFT

Une matrice TFT est composée de milliers d’unité de détection. Chacune d’entre elles est constituées :

• d’une électrode à collection dans le cas de la conversion directe, d’une photodiode dans le cas de la conversion indirecte
• d’un condensateur stockant les charges électriques
• d’un transistor jouant le rôle d’interrupteur du circuit de lecture

La matrice TFT se trouve dans du verre et comporte deux circuits électriques pour traiter les données. Chaque unité de détection est reliée à ses deux circuits.

Le premier circuit est le circuit d’adressage qui permet la fermeture des transistors dans un ordre spécifique pour traiter les données chaque unité de détection une à une. Quand les transistors se ferment les charges électriques accumulées dans les condensateurs sont libérées vers le second circuit.

Le deuxième circuit est le circuit de lecture, le signal électrique est amplifier et transformer en signal numérique par le CAN.

CDD : Charge Couple Deuice – Dispositif a Transfert Décharge

Dernier capteur plan à méthode indirecte.

Scintillateur : Transformation des photons X en rayonnement lumineux. Matériel utilisé est le silicium.

Système d’optique (différence avec capteur plans indirect) : formé de lentille et de miroir

Matrice CCD : Transformation des photons lumineux en électrons puis en image

Les photons lumineux vont sur un miroir et sont déviés vers une caméra vidéo, et c’est grâce à cette vidéo que l’on recréer l’image.

Avantages du système CCD :

• Pas de cassette à manipuler,
• Rapidité du système,
• Bonne qualité d’image pour les petits capteurs
• Cout abordable.

 Inconvénients du système CCD :

• Pour les systèmes « grand champ », qualité d’image moyenne,
• Problème de jonction entre les quatre capteurs CCD

 

Conclusion

Les systèmes de numérisation par capteur plan sont le devenir de la radiologie tant par leurs nombreux avantages :

• Réduction du bruit car les manipulations du signal analogiques sont peu nombreuses
• Les examens « grand champ » ont une résolution spatiale constante
• Une grande latitude d’exposition (L) : bon contraste
• Une très bonne sensibilité réduction de la dose de 5% par rapport à un amplificateur neuf
• Rapidité du cycle de fonctionnement
• Une meilleure ergonomie : pas de manipulations de cassettes

Comparatif entre la conversion directe et indirecte

Directe :

• Meilleure résolution spatiale car la taille de chaque pixels de la matrice de détection est deux fois plus petite (50 et 100 µm).
• La cadence des images est plus rapide en conversion direct car il y a une étape en moins.
• 60 images par secondes
• Durée de vie plus courte que l’indirecte

CCD :

• Moins chère
• Utile que pour les petits champs

UE 3.1 FLUOROGRAPHIE NUMERIQUE

Introduction

Utilisé en interventionnel :

• examens vasculaires, conventionnelles, arthrographie, avec produit de contraste

Image qui apparait directement sur l’écran

On peut faire des examens dynamiques

Utilise un amplificateur de luminance (= amplificateur de brillance) + une caméra vidéo + un CAN

Scopie : plusieurs images en direct mais sans être sauvegarder

Graphie : une seule image prise sans cassette puis traitement et enregistrement image sur ordi

Chaine technologie

• Générateur : fourni la haute tension
• Tube à rayons X
• Filtre : élimine les photons X de basse énergie
• Collimateur (limite le rayonnement diffusé)
• Faisceau X primaire (incident)
• Patient
• Faisceau secondaire (émergent)
• Table + Potter (grille)
• Amplificateur
• Caméra vidéo (film la sortie de l’ampli en permanence)

1^er circuit (analogique direct = scopie) :

• CAN
• Calculateur
• CNA
• Ecran

2^ème circuit (système de numérisation du signal analogique – cliché qui apparait sur l’écran que l’on traite) :

• CAN
• Calculateur
• CNA
• Ecran
• Le pupitre
• La mémoire
• Le reprographe laser
• Sortie auxiliaire (réseau ou post traitement)

La rémanence

Définition : temps au bout duquel le récepteur revient à son état initial après excitation. Temps que met l’écran secondaire à s’éteindre après excitation.

• Décalage entre création et arrêt de la lumière

= queue de comète = artéfact si la personne bouge

La rémanence est d’autant plus grande que le facteur de conversion est élevé, que l’énergie reçue par l’amplificateur est grande. Elle est plus grande, si le rayonnement direct atteint l’écran primaire de l’amplificateur.

Amplificateur de luminance

• L’Ampoule : vide, fenêtre d’entrée : le vide est fait pour minimiser les interactions (évite que les électrons percutent de la matière), la face antérieure est bombée pour résister à la pression de l’air.
• La Photocathode (écran primaire) : absorbant convertisseur (Iodure de Césium). Tension négative
• Les lentilles électroniques :
• de focalisation (-)
• d’agrandissement (+)
• L’Anode (écran secondaire) :
  • absorbant convertisseur(ZnS)
  • tension positive

Principe :

• Arriver des photons X sur l’écran primaire (en iodure de Césium)
  • Le césium absorbe les photons X par effet photoélectrique à émission d’un photon lumineux (réarrangement électronique)
  • L’iode convertit les photons lumineux en électrons (image radiante électronique)

Image primaire lumineuse : Nuage électronique dispersé

• Nuage électronique accéléré par la haute tension (20 à 30 kV)
• Nuage électronique focalisé grâce aux lentilles de focalisation (localise sur une petite surface les électrons et permet d’éviter la dispersion des électrons).

Image radiante électronique : Inverse le flux. Intensité électronique plus élevée.

• Ces deux derniers points permettent l’amplification
• Les électrons réagissent sur l’anode avec la matière (excitation, ionisation) et provoque des photons lumineux (fluorescence). Inverse droite/gauche.

Image radiante secondaire : Plus petite et plus intense que l’image primaire lumineuse (car les électrons ont plus d’énergie sur l’écran secondaire donc plus lumineuse dû faite qu’ils soient accélérés par les lentilles de focalisation (–)). Elle est aussi en contraste négatif.

Zoom optique

Même schéma que précédemment

Principe du zoom optique : changer l’emplacement du point de focalisation = là où se croise les électrons

Grand champ : ouvre le diaphragme (point de focalisation plus bas)

• Collimateur grand ouvert
• Grande surface de l’écran primaire produit des électrons
• Grande quantité d’électrons sur l’écran secondaire
• L’écran secondaire produit beaucoup de photons
• Bon rapport Signal/Bruit
• Meilleure résolution

Petit champ : ferme le diaphragme  (point de focalisation plus haut)

• Collimateur peu ouvert
• Petite surface de l’écran primaire irradiée
• Petite quantité d’électrons sur écran secondaire
• L’écran secondaire produit moins de photons (peu de lumière)
• Mauvais rapport Signal/Bruit
• Moins bonne résolution

Quand on prend un petit champ on irradie plus le patient, car moins de photons captés, donc la machine augmente les mAs pour augmenter le bon rapport Signal/Bruit, donc irradie plus le patient. Mais meilleure résolution spatiale.

Caractéristiques d’un amplificateur

Taille du champ nominal (diamètre nominal = 33 cm/ 14cm) = diamètre de l’écran primaire.

Taille du champ utile (26 cm/ 11cm) = diamètre du champ réel acquis à inférieur du champ nominal car il y a un agrandissement des structures dû à l’éloignement.

L’hétérogénéité des détections (vignettage).

Distorsion géométrique car forme arrondi de l’écran primaire et du magnétisme terrestre.

Facteur de conversion (sensibilité ou gain).

• Gain = signal de sortie (Photons luminescents) / signal d’entrée (Rayons X)
• Le gain est plus faible sur un petit champ, car pas beaucoup de lumière de sortie et donc plus faible. On augmente donc les mAs et on irradie plus le patient.

Rémanence : Temps au bout duquel l’écran primaire et l’écran secondaire sont de nouveaux stimulables.

Queue de comète : flou quand le patient bouge et que la rémanence est trop grande ß existe que pour la fluorographie.

Caméra

Le principe de l’écran photorésistant est de transformé l’image radiante secondaire en signal électrique. Sa résistance électrique est infinie quand il est dans le noir, et elle diminue lorsqu’il est éclairé. On connait sa résistance électrique car il est balayé par le pinceau électronique. Le pinceau électronique composé d’électrons, est accéléré et est focalisé sur l’écran, il trace un certain nombre de ligne sur l’écran photorésistant. Pour tracer les lignes on utilise les bobines de concentration qui font varier le pinceau dans différentes directions grâce à des différences de potentiel. Pour coder les différentes lignes tracées, on utilise deux signaux électriques envoyés par le boitier de 0.6V (change de ligne) et 1V (fini de lire). Lors de la mise ne marche de la caméra vidéo, on envoie une impulsion de 1V, c’est le premier temps de codage et le pinceau électronique se met en haut à gauche de l’écran photorésistant. Un balayage d’une ligne prend 64µs. Un courant électrique d’intensité variable va donc traverser l’écran et c’est la première ligne du signal analogique. L’image obtenue est appelé image radiante analogique. Si il y a beaucoup de photo X dans l’image de départ il y un courant électrique intense.

CAN

Il fait l’échantillonnage (mesure à des temps précis du signal électrique ; afin de remplir la matrice). Il échantillonne chaque ligne. Plus il y a de mesure, plus il y aura de colonne dans la matrice et plus l’image sera bonne et meilleure sera la représentation du patient, mais cela prendra plus de temps.

Il fait la numérisation (transformation du signal analogique en chiffre binaire que l’on place dans le pixel correspondant).

A la sortie du CAN on appelle l’image, l’image radiante numérique.

Il y a un calculateur qui traite l’image numérique brut obtenu en image numérique traitée. Et on a donc une image visible sur l’écran. Grâce à lui on obtient, le renforcement de contour, le fenêtrage, le lissage, soustraction…

Soustraction numérique

Il ne reste que les produits de contraste (chiffre au milieu qui correspond à celui-ci).

CNA

Transformation de l’image radiante traitée en en image analogique traitée. Donc cela devient une image électrique pour pouvoir la voir sur un écran de télé.

Critères qualité image :

• Résolution en contraste

Dépend de plusieurs facteurs :

• kV
• Epaisseur du patient (segment)
• Rayons diffusés
• De la lumière qui parasite la caméra
• De la profondeur de numérisation (dépend de la gamme de gris codé dans la matrice = 2ⁿ avec n : nombre de bit que l’on peut coder informatiquement)
• Du fenêtrage
• Renforcement des bords
• De l’arrivée ou pas de beaucoup de rayons X sur l’écran primaire à phénomène de flash : Disparition des faibles contrastes. On peut alors diaphragmer, filtrer.
• Résolution spatiale

C’est le détail, elle dépend :

• De l’amplification de l’amplificateur de luminance (nature et épaisseur des écrans primaire et secondaire, qualité des lentilles…)
• Du nombre de ligne de la caméra vidéo et le nombre d’échantillonnage par ligne
• Résolution spatiale de la matrice (taille des pixels)
• Du moniteur télé
• Du reprographe
• Du rapport signal/ bruit sur l’écran
• Rapport signal/bruit

Dépend :

• Du signal = mAs
• De l’ampli, plus il est vieux plus il envoi de mAs
• Résolution temporelle

Nombre d’image que l’on peut acquérir par unité de temps, dépend :

• De la rémanence de l’amplificateur entre deux images
• De la rémanence de l’écran de visualisation entre deux images

Plus la rémanence sera faible, plus la résolution temporelle sera grande.

• Distorsion géométrique et vignettage

Distorsion géométrique : Distorsion de l’image sur les bords quand on utilise un grand champ

Vignettage : Noircissement plus faible sur les bords du champ

• Influence du magnétisme terrestre

 

Avantages

• Acquisition dynamique et rapide
• Confort de travail (pas de cassette)
• Simultanéité de l’acquisition et de la visualisation
• Conservation de la scopie sur l’écran
• Possibilité de tous les traitements d’image possible
• Stockage et transmission en réseau

Inconvénients

• Mauvaise résolution spatiale
• Diamètre de l’ampli est petit donc on ne peut pas faire de gros segment
• Flash ou saturation
• Mauvaise radioprotection du patient car plus le tube est vieux, plus les mAs augmentent

 

UE 3.1 TECHNOLOGIE DES SYSTEMES DE NUMERISATION PAR ERLM

Composition :

ERLM : écran radioluminescent à mémoire ou PPM : plaques photostimulables à mémoire ou plaques au phosphore. Elles ne contiennent pas de phosphore mais elles utilisent le phénomène de phosphorescence.

Cassettes : elles sont légères en fibres de carbone et cadre en aluminium.

• A l’intérieur de la cassette : écran flexible de 1 mm d’épaisseur environ composé de 4 couches (voir plus loin)
• Code barre ou puce intégrée : permet d’enregistrer les informations du patient et celles du cliché.

Principe :

L’image radiante X, c’est-à-dire la résultante de l’atténuation du faisceau par le corps radiographié arrive sur un récepteur. Et ce dernier retient l’énergie pour former une image latente (les électrons sont piégés dans des puits d’énergie).

Les écrans à mémoire font donc la restitution différée de l’énergie, c’est le principe de phosphorescence. Par comparaison les écrans renforçateurs en radiologie conventionnel font une restitution instantanée de l’énergie cela est le phénomène de fluorescence.

Ces deux phénomènes son des phénomènes de luminescence.

Constitution d’un ERLM :

• Une couche protectrice antérieure transparente en polyéthylène
• Une couche support en polyéthylène noircie
• Une couche dense de cristaux inorganiques photo-luminescents (fluoro bromure de baryum dopé à l’europium ou fluoro-halogénure de baryum dopé avec des ions d’europium bivalents) :
  • Absorbant de l’énergie X : Iode, Strontium, par l’effet photoélectrique
  • Maintien de l’état excité : Fluor, Baryum, Brome
  • Convertisseur luminescent : Europium
• Une couche dorsale protectrice.

 

Durée de l’état « métastable » :

• 2h après l’exposition il reste 80%
• 24h après l’exposition il reste 50%

A cela il faut ajouter le numériseur ou station de lecture, permettant de lire les écrans et de les effacer, couplé à une station d’identification, permettant de labelliser un examen, choisir les paramètres de traitement (noircissement etc…) puis une station de travail (mesure d’angles etc.) et enfin les reprographes, réseaux d’images …

SCHÉMA DU PRINCIPE DE FONCTIONNEMENT DE L’IMAGE LATENTE

Bande de conduction : passage d’un atome à un autre.

• Le photon X agit avec l’Iode ou Strontium par effet photoélectrique (1) les électrons créés prennent l’énergie des photons(2), sont  libres et vont sur la bande de conduction(3) pour ensuite être piégés par le Fluor, Baryum ou Brome (4). On obtient donc une image latente du flux de rayons X absorbés par le patient irradié (figure 1B).
• La cassette est alors identifiée avec le nom et la date de naissance du patient, ainsi que l’incidence réalisée.
• La cassette est introduite dans le lecteur de plaques.
• L’écran est automatiquement enlevé de la cassette.

Principe du lecteur :

Le lecteur de cassettes ouvre cette dernière et récupère l’écran à mémoire où se trouve l’image latente, l’écran est ensuite balayé par un faisceau laser, ce qui crée une émission de lumière ;

Le laser de longueur d’ondes 633nm est dévié par une série de lentilles et de miroirs et balaye point par point les lignes de l’ERLM à raison de 10 pixels/mm ; à chaque ligne il y a une libération d’énergie par photon de luminescence (gamme bleue-verte 600nm).

L’énergie du laser qui est de 2eV permet la libération des électrons piégés par le Fluor, Baryum, ou Brome(5), ces électrons passent par la bande de conduction(6) et se retrouvent piégés par l’Europium(7) ; l’Europium a un niveau d’énergie instable et les électrons ne restent pas et retournent au niveau d’énergie stable (Iode, Strontium) (8)

Quand les électrons  passent de l’Europium au niveau d’énergie stable, il y a émission de photons de luminescence (émission différée, 390 nm de longueur d’onde en 7 ms).

L’énergie libérée sous forme de lumière (dont l’intensité est proportionnelle au flux de rayons X capté) est alors collecté par un miroir et un faisceau de fibres optiques positionnées en regard de la ligne de l’écran balayée par le laser ;

Un filtre sépare la lumière rouge (stimulation) de la lumière bleue pourpre (émission) afin d’éviter toute interférence pouvant dégrader la qualité image. Le signal lumineux est converti en signal électrique, puis amplifié grâce à un tube photomultiplicateur.

Principe du balayage laser : 

Un faisceau laser infrarouge d’hélium-néon d’une longueur d’onde de 633nm finement localisé (100 à 20 microns) est défléchi par un miroir balayant point par point les lignes de l’ERLM à raison de 10 pixels/mm.

Ce balayage ou lecture de l’écran se fait en 2 temps :

• Premier balayage (grossier) de quelques points de la surface :

Détection de la surface réellement utilisée et des limites laissées par le localisateur (diaphragme ou cône)

Définition du niveau moyen d’énergie libérée (nombre de mAs), ceci pour savoir si le photomultiplicateur doit beaucoup amplifier ou non  le signal. (Détermination de l’histogramme des niveaux d’exposition contenus dans l’image)

• Deuxième balayage (très fin) de toute la surface :

Recueil réel de l’image (lecture ligne par ligne)

Principe du photomultiplicateur :

Il a 2 rôles :

• Transformation de lumière en électrons
• Multiplie le nombre d’électrons (1 électron est multiplié en 10 ⁶ à 10 ⁷ électrons)

Composition d’un photomultiplicateur :

Une photocathode : libération d’un électron quand elle est touchée par un photon lumineux.

Dans le corps du photomultiplicateur il y a des dinodes (pièces métalliques frappées par les électrons et qui en libèrent une quantité plus importante) chaque dinode a une différence de potentiel croissant de la cathode à l’anode.

A la sortie du photomultiplicateur on récupère un signal électrique qui est assez faible donc il faut l’amplifier ;  les électrons sont collectés par une anode collectrice et la charge recueillie (impulsion) est appliquée à un préamplificateur.

La charge électrique à l’anode est proportionnelle à l’énergie du photon X incident.

Ce signal électrique passe ensuite dans le CAN (convertisseur analogique numérique) ce dernier procède à un échantillonnage et convertit le signal analogique(les électrons) en signal numérique (chiffre binaire 0 ou 1) afin de stocker ces données (format DICOM) en mémoire.

Ce signal numérique passe alors dans le calculateur informatique(ou processeur) qui reconstruit les images et permet leur traitement (console, archivage, PACS, réseau…).

Pour être lisible sur une console le signal numérique doit passer par un convertisseur numérique analogique CAN qui convertit le signal numérique (chiffre binaire 0 ou 1) en signal électrique (électrons lisibles sur un écran).

SCHÉMA RÉSUMANT CES PARCOURS :

 

Photomultiplicateur: électrons —> CAN (échantillonnage) —-  0 ou 1 — > calculateur

(Signal analogique)                                 (Signal numérique)

Calculateur — 0 ou 1 — > CNA — électrons — > console de visualisation

(Signal numérique)                                          (Signal analogique)

Calculateur — > réseau, archivage etc…

Une reproduction numérique de la surface du détecteur peut alors être enregistré et traitée ; Après lecture de l’écran : initialisation=éclairage lumineux intense ; l’écran est totalement déchargé par une irradiation lumineuse forte faite par une lampe au sodium.

Réponse du système : linéaire : le rapport entre signal libéré et énergie reçue est égal à 1.

La relation entre l’énergie reçue et le signal libéré est linéaire, il y a donc une tolérance aux erreurs modérées d’exposition (ni seuil ni saturation comme en radiologie conventionnelle) ; la tolérance est modérée.

Qualité de l’image :

Résolution spatiale :

Définition : capacité à voir les détails de l’image.

Elle dépend :

• du nombre de mesures faites sur l’écran
• du nombre de lignes de lecture
•  du nombre d’échantillonnages par ligne (plus il y a de lignes plus il y a d’échantillonnages donc beaucoup de détails et une bonne résolution spatiale mais plus de temps pour tout lire).

2 principes utilisés par les constructeurs :

Soit la résolution spatiale est identique quelque soit la taille de la cassette ERLM utilisée, 5 paire de lignes par mm quelque soit le format utilisé.

Soit la résolution spatiale est fonction de la taille de la cassette ERLM utilisée plus le format est grand moins bonne est la résolution spatiale.

Exemple : dimensions :

• 18*24 :4.3 à 5 paires de lignes/mm
• 24*30 : 3.4 à 4.1 paires de lignes/mm
• 35*43 : 2.8 à 3.2 paires de lignes/mm

Il existe donc des cassettes haute définition et d’autres standard.

Par comparaison:

• La fluorographie : 1.5 à 2.5 paires de lignes /mm
• Les capteurs plan : 3 à 4 paire de lignes /mm
• La radiologie conventionnelle : 5 à 15 paires de lignes/mm
• Les ERLM : 2.5 à 5 paires de lignes/mm

Rapport signal sur bruit (exposition) :

Définition : Le signal est la vraie information, le vrai reflet de l’anatomie du patient.

Le bruit est le parasitage et donne une fausse information.

Le rapport signal sur bruit d’un cliché dépend du niveau d’exposition, des mAs.

Plus l’exposition est importante (mAs élevé) et plus le rapport signal sur bruit de l’image est élevé (car beaucoup de signal).

Le rapport signal sur bruit d’un cliché est repérable sur un film ou un écran de visualisation à partir :

Fuji, Phillips et Siemens : facteur d’amplification du signal S

Dose correcte S=200

Dose x 4 S=140 trop de mAs

Dose/4 S=260 passez de mAs

Attention : S évolue en sens inverse de l’exposition, si S est trop faible, le photomultiplicateur n’a pas beaucoup amplifié le signal car il y avait trop de mAs.

Kodak : facteur de sensibilité S

Dose correcte S=2000

Dose x4 S=2600 trop de mAs

Dose/ 4 S=1400 pas assez de mAs

 Agfa : indice de dose d

Dose correcte d=2

Dosex4 d=2.6 trop de mAs

Dose/4 d=1.4 pas assez de mAs

Attention : l’aspect d’un cliché sur et sous exposé en imagerie numérique n’a rien à voir avec la radiologie conventionnelle car la machine cherche à compenser.

Quelques choses à savoir : 

En sur exposition : mAs trop élevé :

• Très bon rapport signal sur bruit
• Impression d’une bonne exposition
• Trop de signal donc diminution de la différence de potentiel aux bornes du photomultiplicateur
• Mais sur exposition du patient
• En cas de très forte sur exposition, avec des mAs très élevé il y a une saturation de l’écran, donc une perte d’informations.

Sous exposition : mAs trop faible

• Pas assez de signal, donc il y a une augmentation de la différence de potentiel aux bornes du photomultiplicateur
•  Faible rapport signal sur bruit donc image bruitée.

Contraste :

C’est l’amplitude de l’image radiante=contraste objet.

Il est directement lié aux Kv, plus les Kv sont bas plus le contraste objet est élevé.

Il est repérable sur un film ou un écran de visualisation par la latitude d’exposition L.

• Contraste correct L=2
• Contraste objet trop fort L>2 Kv trop faible
• Contraste objet trop faible L<2 Kv trop fort
• Valeurs admissibles 1.8<L<2.6

Cliché sous contrasté L<2 Kv trop élevé contraste objet trop faible :

• Image apparemment bien contrastée mais c’est un contraste artificiel et il y a une perte de détails.

Cliché sur contrasté L>2 Kv trop faible contraste objet trop fort

• Image apparemment bien contrastée mais tous les petits contrastes de l’image radiante n’existent plus.

Pré traitements :

Ces paramètres de traitement sont prédéterminés en fonction de la région anatomique ou du type d’examen :

• Traitements automatiques d’exposition et de contraste de l’image
• Pré programmés par le constructeur et adaptés à chaque incidence.

Post traitements :

Permet de personnaliser le résultat de l’image :

• Utilisables par le manipulateur
• Renforcement de contours ou lissage
• Luminosité
• Diaphragme
• Annotations
• Zoom
• Composition de planches de clichés
• Mesures
• Etc…

Synthèse :

• Excitation des atomes par les rayons X
• Etat d’excitation gardé (métastable)
• Désexcitation par balayage laser
• Emission de lumière (spectre bleu-vert)
• Lumière captée et transformée en électrons
• Flux d’électrons amplifié
• Numérisation du signal électrique
• Initialisation de l’écran par une lumière de forte intensité après sa lecture (lampe au sodium)

 

UE 3.1 GENERALITES ET BASES DE L’IMAGERIE MEDICALE

Historique de la radiologie

Existe depuis 120ans.

8 Novembre 1895 : William RONTGEN découvre l’utilité des rayons X en médecine. Il a découvert en Allemagne dans son laboratoire les rayons X, son premier cobaye est sa femme, et donc la première radiographie est la main de sa femme. Le premier nom d’une radio était appelé RONTGENOGRAM. Un artéfact est une image extérieur à la radio, c’est par exemple une bague. Il faut donc retirer tous ce qui est métallique sur la partie à examiner.

1896 : Becquerel découvre la radioactivité. 1^ère tumeur traitée aux rayons X. Prix Nobel de physique en 1903.

1897 : Antoine Béclère, véritable père de la radiologie en France, installe le 1^er appareil de radioscopie à l’hôpital Tenon.

1899 : Pierre et Marie Curie isole le radium et vont comprendre à quoi sert une radiation.

Les petites Curie (voiturette pendant la guerre ayant du matériel  radiologique dedans :

• Marie Curie a obtenu 2 prix Nobel, 1 en 1903 (en physique avec Pierre Curie et Henri Becquerel) et 1 en 1911 (en chimie pour ses travaux sur le polonium et le radium).

1910 : Suite à de nombreux décès de médecins (leucémie et cancer à la thyroïde), le danger des rayons X vient d’être compris et les premières mesures de radioprotection sont mises en place.

1913 : Tube de Coolidge (vide à l’intérieur du tube)

1915 : Table de Potter/Bucky qui supprime le rayonnement diffusé et améliore ainsi la qualité d’image

1920 : 1^ère machine efficace de radiothérapie

1923 : 1^er produit de contraste (par intraveineuse, anale ou buccal). Voir les vaisseaux, les organes creux

1927 : 1^ère angiographie (premier examen sur l’enregistrement des vaisseaux

Année 50 : découverte de l’utilisation médicale des ultras sons

1954 : 1^er accélérateur de radiothérapie

1958 : 1^ère gama-caméra par Hal Anger

1972 : Mr Hounsfeild a mis au point avec M.Cormac le premier scanner à des fins médicales

1975 : TEP

1979 : 1^ère IRM (imagerie à résonnance magnétique)

1985 : le doppler (mesure les flux)

1998 : TDM multi-barrettes

2000 : PET SCAN

2000 : Capteur plan

2000 : Accélérateur multi-lames

2005 : scanner double tube

2008 : 1^ère IRM debout

Historique des cours de radiologie

1943 : l’éducation nationale met en place une section de radiologie de 2 ans d’étude après le BEPC (BT)

1975 : Le BT se transforme en BTS

1991 : DE en 3 ans

1992 : Création du DTS

2012 : Système LMD

Evolution de carrière

• Cadre de santé, cadre de santé supérieur, directeur des soins
• Enseignant
• Commercial (Siemens, Phillips, Samsung, Toshiba, Général électrique)
• Ingénieur d’application
• Expert
• Chercheur, industrie, centrale nucléaire
• Diplôme en radioprotection (dosimétrie à personne compétente en radioprotection)
• DIU échographie

Le métier de manipulateur en électroradiologie médical

Professionnel de santé qui ne travaille que sur prescription médicale (ordonnance) et sous le contrôle d’un médecin, à la réalisation d’investigations dépendant de l’imagerie médicale (radio, scanographie, IRM …) de la médecine nucléaire et de l’électrophysiologie ou à l’application des procédures de traitements en radiothérapie.

Dans les conditions définies légalement par le Code de la Santé, cette profession s’exerce uniquement à titre salarial, au sein des établissements de santé (hôpitaux, cliniques …) et des centres ou cabinets d’imagerie privés.

Décret du métier – Décret n°97-1057 du 19 novembre 1997 :

• Relatif aux actes professionnels et à l’exercice de la profession manipulateur d’électroradiologie médicale

Tenue du personnel

• Se laver les mains entre chaque patient
• Tenue hospitalière propre chaussure dédiées
• Pas de bague, ni vernis, ni bracelet, ni montre
• Les cheveux longs sont attachés
• Pas de collier trop long
• Surblouse obligatoire en cas de patient BMR (Bactérie Multi-Résistante)

La radioprotection

Protéger l’homme contre les dangers des rayonnements ionisants tout en lui permettant de les utiliser

Le manipulateur travaille sous le décret 2003-296 du 31/03/2003, décret relatif à la protection des travailleurs contre des dangers des rayonnements ionisants

Personnel de catégorie A (manip en médecine nucléaire ; manip en vasculaire ; manip en curiethérapie) : 20 mS/an

Personnel de catégorie B : 6mS/an

Public : 1 mS/an

• Contrôle de l’IRSN (institut radioprotection et de sureté nucléaire) et de l’ASN (agence de sureté nucléaire) via un dosimètre trimestriel

L’imagerie médicale ou imagerie diagnostique (85% des manips)

Radiologie de projection ou radio diagnostique

Tube à rayons X + Porte cassette : Potter Bucky

Suspension plafonnière pour que le patient reste dans le brancard

Utilisation des rayons X pour obtenir une image anatomique (Annexe 1) PAR CŒUR

Enveloppe en verre plomber avec à l’intérieur une anode et une cathode. Les électrons sont produits de la cathode (caisse de production + thermique) vers l’anode. Le tungstène est donc chauffé et envoi des rayons vers la fenêtre de sortie. C’est un tube de Coolidge à anode tournante.

• Propriété des rayons X

Rayonnement électromagnétique qui va pénétrer plus ou moins dans le corps humain en fonction de l’épaisseur du patient et de sa densité (muscle, graisse).

Rayonnement diffusé appelé secondaire dû à l’effet Compton, il est inévitable car tout corps frappé par un rayonnement X émet du rayonnement diffusé. Il est proportionnel :

• Au volume irradié : plus le patient est épais, plus il augmente
• A l’énergie du rayonnement primaire : plus on a des rayons et plus on a de diffusé.

(Thérapie, radio sup à 100KV). Il est parasitaire majoritaire, il nécessite une radioprotection, et demander aux patientes (Mieux de la réaliser 10 jours avant/pendant le début des règles).

• Principes élémentaires

Radiologie :

• Formation image
• Eléments de sémiologie

« Opacité » = blanc

« Clarté » = noir

Quatres « Densités » fondamentales (blanc = calcium, gris clair = eau, gris foncé = graisse, noir = air)

Calcium	Eau	Graisse	Air
Os Métaux lourds (iode, baryum) Métal	Parenchymes Muscles Tendons Ligaments Cartilage Vaisseaux Périoste	Médiastin Rétro péritoine Espace épidural Inter musculaire Sous cutanée	Poumons Sinus

 

• Visibilité des structures selon environnement :
  • Métastases/poumons
  • Calcifications/tendons
• Produit de contraste

Sémiologie : études des signes ou symptômes qui va permettre de participer à l’étude de sa maladie, de surveiller le patient pendant l’évolution, et de lui donner un traitement. Du diagnostic à la recherche de l’étiologie (cause de la maladie).

Superposition des structures plan :

• Nécessité des 2 incidences perpendiculaires
• Signe de la silhouette

L’incidence définit la position respective du tube à rayons X, du patient et du support radiologique.C’est l’angle sous lequel est prise une radiographie ; cet angle dépend de la position du patient à radiographier par rapport à la direction des rayons X et à la situation du support radiologique.

Obtention de l’image radiante sur différents supports selon les services :

• Plaques ERLM : Ecran radiant luminescent à mémoire
• Capteur plan
• (Cassette argentique)

Salle de commande (table de commande) – Table d’identification

Radiographie pulmonaire

Prescription pour :

• Avant opération
• Dépistage tabac, amiante (cancer)
• Recherche de tuberculose

Radiologie digestive et urinaire

Examen de l’appareil digestif et urinaire (estomac, intestin, vessie) réalisés grâce à des produits opacifiants (produit de contraste).

Exemples :

• TOGD, lavement barrité.
• Histérographie (pour voir les trompes utérines, injection par le vagin).
• UIV (urographie intraveineuse).

Radiologie interventionnelle

A but diagnostic ou thérapeutique

Exemples :

• Arthrographie (produit de contraste dans articulation)
• Biopsie
• Ponction
• Infiltration

Radiologie vasculaire

Examens pratiqués dans des conditions d’hygiène très strictes

Amplificateur de brillance

Scanner ou tomodensitométrie

L’absorption linéaire des RX dans la matière est donnée par la loi d’atténuation :

• I = intensité restante
• I° = intensité initiale
• µ = coefficient linéaire d’absorption
• x = épaisseur de l’objet

Les valeurs de gris obtenues sur la matrice (structure de l’image digitale, composé de pixel) sont fonction des coefficients d’atténuation des corps traversés, transformés en unités Hounsfield. C’est le principe de base du scanner.

Il existe des valeurs Hounsfield types pour chaque organe ou type de structure :

Air : – 1000 UH                   Eau : 0 UH                           Os : + 1000 UH

Graisse : – 100 UH            Sang frais : + 60 UH         LCR (liquide céphalo-rachidien) : + 15 UH

Muscles : + 50 UH

Notion de « fenêtres » = discrimination des structures

Etudes des coupes

• Repérage de l’anatomie : « Mode radio / Scout View » : repérage en hélice, de façon hélicoïdale
• Analyse
• Reconstruction (intellectuelle / Logiciels)

Le tube tourne autour de la personne, et les détecteurs détectent les coefficients d’atténuation.

Dans l’utilisation de produits de contraste il existe beaucoup d’allergie (dû à un produit iodé), d’insuffisance rénale (réaction néphrotoxique), et les diabétiques …

TDM cérébral :

• Prescrit lors de tumeurs cérébrale (méningiome), AVP, recherche de fracture du crâne qui pourrai entrainer une hémorragie.

TDM abdominal :

• Faire boire au patient un produit de contraste (foie, rein, pancréas …).

TDM thoracique :

• Pneumopathie, pneumonie, embolie pulmonaire, patient qui fume, amiante, tuberculose

Coro Scanner : pour voir les artères coronaires. Recherche de sténose. Dissection aortique.

IRM : Imagerie par résonnance magnétique – Remnographie

Principe : traitement d’un signal

• Champ magnétique : alignement des protons H⁺ (Le noyau d’hydrogène, constitué d’un proton possède des propriétés magnétiques)
• Excitation (Onde RadioFréquence)
• Arrêt RF : retour à l’équilibre : émission d’une RF = Signal

Intensité du signal en fonction de :

• Concentration en H⁺
• Mouvement éventuels des H⁺
• Artéfacts et susceptibilité
• Constantes de relaxation propres aux tissus +++

T1 (récupération de l’aimantation longitudinale)

T2 (décroissance aimantation transversale)

Images, quelles que soient les séquences :

• Pas de signal = hyposignal = noir
• Beaucoup de signal = hypersignal = blanc
• Signal moyen = signal intermédiaire = gris

Les liquides sont en hypersignal en T2 et en hyposignal en T1

Les contrastes en Spin Echo :

3 types de pondération :

• T1
• T2
• Densité protonique
• TE : Temps d’echo (temps entre l’impulsion de 90° et le recueil de l’écho de spin)
• TR : Temps de répétition (temps écoulé entre 2 impulsions de 90°)
• T1 : TE court (< 20ms), TR court (400 à 650 ms)
• DP : TE court (20ms), TR long (2000 à 3000ms)
• T2 : TE long (80 à 160 ms), TR long (3000 à 6000ms)

La sécurité en IRM

Champ magnétique puissant

L’aimant est supraconducteur : utilise la propriété de certains matériaux de n’opposer aucune résistance au passage du courant qui circule indéfiniment. Cela nécessite une température très basse, maintenue avec de l’hélium liquide d’une température équivalente au zéro absolu (-273°C). Alliage de riobium et de titane. (3 tonnes). Tous le matériel qui rentre dans la salle doit être amagnétique.

Le personnel, pas de :

• Montre, dosimètre, de téléphone, carte de cantine, de paiement, pass navigo, de pièce de monnaie, de ciseau …
• Femme enceinte

Contres indications :

• Dangereuses pour le patient :
• Pacemaker
• Valves et clips cardiaques ferromagnétiques non compatibles
• Corps étrangers métalliques intraoculaires et intracrâniens
• Femmes enceintes en dessous de 3 mois (à part urgence vitale)
• Plaies par balles de revolver et éclats d’obus
• Règle des 6 semaines en post opératoire après pose de stents ou prothèses

Déformation de l’image :

• Patients agités, claustrophobie (champ ouvert pour eux)
• Prothèses ou implants métalliques (peut aussi entrainer des échauffements)
• Les plombages
• Attention aux tatouages et au maquillage

Produit de contraste (Gadolinium), moins de risque d’allergies mais très néphrotoxique.

IRM ostéo-articulaire, placentaire, fœtale, cardiaque

L’échographie

Principe : Ultrasons

Ce sont des ondes de pressions (=vibrations moléculaires) de type sinusoïdale se propageant dans un milieu élastique à une vitesse de l’ordre de celle du son.

Images :

• Contenu liquidien : pas d’échos = anéchogène + renforcement postérieur (pas d’atténuation : faisceau puissant)
• Tissus : échostructure homogène ou hétérogène

Hypo ou hyper échogène

• Cône d’ombre : calcifications ou air (arrêt des us)

Cas particulier :

• Mode TM (cardio)
• US + Doppler

Electrophysiologie

• Electroencéphalogramme
• Electrophysiologie cardiaque

La radiothérapie – Traitement des cancers

Le but est de stopper le processus de prolifération des cellules cancéreuses

Utilisation des radiations ionisantes dans le but de traiter les cellules cancéreuses, en bloquant les capacités de se multiplier.

Elle peut être utilisée seule ou associée à la chirurgie et à la chimiothérapie.

La dose prescrite se fractionne sur plusieurs (4 à 5) et dépend de la localisation et de la nature de la maladie. Généralement une dose de 45 à 80 Gy est délivrée à la cible par fraction de 2 Gy/jour.

Il faut que les tissus sains soient protégés, donc besoin de plusieurs faisceaux.

La dose peut être délivrée par des accélérateurs linéaires d’électrons produisant des faisceaux de rayons X haute énergie et des faisceaux d’électrons d’énergie de plusieurs MeV. (Possibilité d’utiliser plus rarement les neutrons, les protons, les pions ou encore des photons d’énergie plus basse).

Rôle du manipulateur :

Prise en charge psychologique du patient lors de la consultation paramédical (explication en supplément du radiothérapeute)

Participer à la mise en place du traitement (scanner de simulation) (réalisation de masque thermoformé)

Réaliser les séances de radiothérapie

Assister le radiothérapeute pour le traitement et son évolution

Réaliser une très bonne traçabilité

La curiethérapie

La source radioactive est placée pendant une durée limitée (le plus souvent quelques minutes ou quelques heures) à l’intérieur de la tumeur ou dans une cavité à son contact.

Le radioélément de base utilisé en curiethérapie est actuellement l’iridium 192 (rayons gamma) ou l’iode 125 (rayons gamma) selon la localisation.

La médecine nucléaire – Scintigraphie

Administration de radios isotopes dont le devenir est suivi dans l’organisme à l’aide de détecteurs sensibles ( la gamma caméra) couplé à un ordinateur qui permet le traitement d’une information et l’obtention d’une image anatomique et physiologique d’une partie du corps ou d’un organe afin de réaliser un diagnostic. Le tecnessium 99.

Rôle du manipulateur :

Préparer et injecter les radios isotopes sous contrôle médical (le labo chaud = hotte avec préparation d’élément radioactif)

Réaliser l’examen

Ostéodensitométrie

Calcul de la masse osseuse

• Pet scan: couplage du SCAN et la TEP (tomographie par Emission de Positons)

Association des manipulateurs :

• L’AFPPE
• Manip Info

 

 

UE 3.1 : Physique appliquée, introduction aux techniques d’imagerie, numérisation

OBJECTIFS

Introduction aux techniques d’imagerie :

• Identifier les différentes techniques d’imagerie et leurs caractéristiques : imagerie par les Rayons X, Ultra-sons, résonance magnétique nucléaire et médecine nucléaire.

Numérisation :

• Décrire les principes théoriques et technologiques de la numérisation d’un signal.
• Analyser une image numérique
• Expliquer l’intérêt des traitements simples et complexes des images numériques.

ECTS : 2

ELEMENTS DU CONTENU

Introduction aux techniques d’imagerie :

• Présentation des différentes techniques d’imagerie : imagerie par les Rayons X, Ultra-sons, Résonance magnétique nucléaire et médecine nucléaire.
• Les différentes techniques et leurs principales caractéristiques
• Le rôle du manipulateur

Numérisation : De l’information analogique à l’information numérique
L’image numérique :

• Définition
• Caractéristiques
• Détection du signal
• Construction
• Traitements analyse et visualisation
• Stockage et archivage

MODALITE D’EVALUATION ECRITE

• Evaluation écrite : contrôle des connaissances et exercices
• L’épreuve écrite peut être complétée par une épreuve pratique sur console de traitement d’images

CRITERES D’EVALUATION

• Exactitude des connaissances
• Capacité d’analyse d’une situation
• Pertinence des outils sélectionnés et de la justification de leurs choix