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

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1 PRINCIPE GENERAL UTILITE DU SCANNER Le 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 labdomen et du thorax. On utilise souvent des produits de contraste iodé par injection intra veineuse.

2 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

3 GEOMETRIE CM courte Mas Diminue Force centrifuge diminue Efet de cône augmente CM longue Mas augmente Force centrifuge augmente Effet de cône diminue

4 GENERATEUR Courant de haute fréquence Alimentation du tube avec un taux dondulation 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

5 TUBE RAYONS X Très performant, il doit Absorber de fortes contraintes thermique = capacité thermique importante Se mesure en Unité de chaleur, un tube doit pouvoir absorber une quantité de chaleur denviron 8 M.u.c Être capable dévacuer 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

6 COLLIMATION DU FAISCEAU 1 2 Lame de plomb Mâchoires Passage des X COLLIMATION PRIMAIRE Limite lirradiation inutile Détermine lépaisseur de spire et le champs dacquisition 1 largeur du champ 2 épaisseur de spire tube patient Collimateur primaire

7 COLLIMATION DU FAISCEAU Lame de plomb Collimation secondaire Arrête le rayonnement diffuse produit par le Patient en dehors du faisceau primaire Doit être parfaitement aligne sur la collimation primaire tube Collimateur primaire patient Collimateur secondaire détecteur

8 DETECTEURS (principe général) Rôle des détecteurs Capter les photons X a la sortie du patient (Image radiante X) Transformer linformation en signal électrique (convertisseur analogique numérique)

9 DETECTEURS (principe général) Deux types de détecteurs: Détecteurs solides (les plus fréquents) Détecteur a chambre dionisation (de plus en plus rare car mauvais rendement)

10 DETECTEURS (principe général) C.A.N Effet photo électrique Photo cathode Amplificateur du flux délectrons Lumière Électrons

11 DETECTEURS (principe général) Z X Y Détecteur multi barrettes asymétrique mm 8 barrettes de détecteurs (de largeur différentes) 672 éléments de détection par barrettes en X 5376 éléments au total

12 DETECTEURS (principe général) Détecteur multi barrettes asymétrique Respect de la conicité du faisceau X Y Z

13 DETECTEURS (principe général) La conicité du faisceau reste le principal facteur Limitant la largeur du détecteur X Y Z Faisceau perpendiculaire sur les barrettes centrales Faisceau oblique sur les barrettes externes Baisse de la qualité De limage en périphérie

14 DETECTEURS (principe général) Épaisseur de spire 2 mm ppdv 1 mm Épaisseur de spire 5 mm ppdv 2.5 mm Épaisseur de spire 10 mm ppdv 2.5 mm Épaisseur de spire 20 mm ppdv 5 mm

15 DETECTEURS (principe général) Détecteur multi barrettes symétrique (Les plus utilisés) 16 barrettes éléments 32 barrettes éléments 64 barrettes éléments 16x0.625 mm4x1.25 mm 32x mm 8x1.25 mm 64x mm 16x1.25 mm 10 mm ppdv mm ppdv mm ppdv mm ppdv mm ppdv mm ppdv 1.25

16 DETECTEURS (principe général) z x y 912 éléments 4x1.25 mm 16x0.625 mm éléments 10 mm 20 mm

17 DETECTEURS (principe général) z x y 912 éléments 8 x1.25 mm 32 x0.625 mm éléments 20 mm 40 mm

18 DETECTEURS (principe général) z x y 912 éléments 16x1.25 mm 64x0.625 mm éléments 40 mm 80 mm

19 MODE DACQUISITION Mode radio –Non systématique –Repérage positionnement des coupes dexamen –Lensemble tube détecteur reste immobile pendant lacquisition seule le lit avance Mode de face tube au dessus Mode radio profil tube sur le cote Mode hélicoïdale Rapidité dacquisition Lensemble tube détecteur continue de tourner alors que le lit avance Le faisceau décrit une hélice autours du patient –Acquisition dun volume

20 ACQUISITION HELICOIDALE Le volume acquit est définie par: –Un point de départ et darrivée( point supérieur et inférieur par apport au zéro (centrage) –Louverture du faisceau selon Z Largeur de spire –Le «pitch» ou pas de lhélice

21 ACQUISITION HELICOIDALE Pitch (collimation) = Avancée du lit Épaisseur de spire (une ou plusieurs coupes) Au cours dune rotation Exemple avec 10 mm épaisseur de spire Avancée du lit = 5 mm Pitch = 0.5 Avancée du lit = 10 mm Pitch = 1 Avancée du lit = 20 mm Pitch = 2

22 ACQUISITION HELICOIDALE Pitch (detection) = Avancée du lit Épaisseur de spire Au cours dune rotation Exemple avec 4 coupes dans 10 mm épaisseur de spire Avancée du lit = 5 mm Pitch = 2 Avancée du lit = 10 mm Pitch = 4 Avancée du lit = 20 mm Pitch = 8 X Nombre de coupe

23 ACQUISITION HELICOIDALE Quelle que soit la valeurs du pitch,toutes les régions du volume balayé sont acquises (Même si pitch > 1et donc spires non jointives)

24 ACQUISITION HELICOIDALE 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 dacquisition faible et faible irradiation du patient)

25 ACQUISITION HELICOIDALE 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 dacquisition élevé et irradiation du patient )

26 PARAMETRE DACQUISITION Kilo voltage Ampérage et temps dacquisition Champ dacquisition Epaisseur de spire Pitch

27 KILO VOLTAGE Acquisition à haute tension: 80 à 140 KV –(DDP au borne du tube) –Privilégier leffet Compton dans le patient (Diffusion des photons X avec ou sans changement de direction) –Limiter leffet photo électrique ( absorption total des photons X)

28 KILO VOLTAGE Rayonnement diffusé avec changement de direction: –Arrêté en partie par les septas des détecteurs –Sil interagit avec le détecteur: flou de diffusion –Arrêté en bord de champ par le collimateur secondaire X

29 KILOVOLTAGE Rayonnement diffusé sans changement de direction: –Photons X absorbé par les détecteurs –Participe avec le rayonnement transmis ( qui na subit aucune interaction)à la formation du signal X

30 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)

31 AMPERAGE ET TEMPS DACQUISITION Ampérage:courant de chauffage du filament du tube (de 10 à 500 ma Temps dacquisition: Durée de rotation (de 1 à 0,4 seconde mAs Nombre de photons X produits Quantité de signal mAs

32 AMPERAGE ET TEMPS DACQUISITION mAs choisi en fonction De la nature du segment à scannériser De la taille de la matrice De la dimension du champs dacquisition De lépaisseur de coupe

33 1 2 tube patient Collimateur primaire X Y Z Vue ascendante 1 Largeur du champ dacquisition 2 Epaisseur de spire EPAISSEUR DE SPIRE En acquisition mono barrette Ouverture selon Z= épaisseur de coupe En acquisition multi barrettes Ouverture selon Z= épaisseur de spire= X coupe

34 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 lorigine de leffet de volume partielle

35 EPAISSEUR DE COUPE effet de volume partiel Cest 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 na pas de correspondance anatomique

36 EPAISSEUR DE COUPE effet de volume partiel Réduction de lépaisseur de coupes

37 EPAISSEUR DE COUPE effet de volume partiel Reconstruction en coupes chevauchées

38 PARAMETRES DE RECONSTRUCTION En acquisition hélicoïdal, il faut différencier les paramètres dacquisition et les paramètres de reconstruction –Paramètres dacquisition: 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 savoir 1) Champ de reconstruction 2) Epaisseur de coupe 3) Espace inter coupe 4) Filtre de reconstruction 5) Matrice

39 CHAMP DE RECONSTRUCTION Les images peuvent être reconstruites avec un champ plus petit que le champ dacquisition –Interpolation des caractéristiques de limage(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 limage restent spécifiques à la taille du champ dacquisition

40 CHAMP DE RECONSTRUCTION S 200 I 200 FOV 400 S 50 I 150 FOV 150 Dt 50

41 EPAISSEUR DE COUPE Les images peuvent être reconstruites avec des épaisseurs de coupes différentes –Interpolation des caractéristiques dimage (résolution spatiale, résolution en densité,rapport signal sur bruit) Mais les « vraies » caractéristiques de limage restent spécifiques à lépaisseur de coupe dacquisition

42 EPAISSEUR DE COUPE Epaisseur de spire de 10 MM Détecteur 20X 0,5 MM

43 EPAISSEUR DE COUPE Exemple: 20 coupes de 0,5 MM Exemple: 10 coupes de 1 MM

44 INCREMENTATION Cest lespace entre le milieu de chaque coupe reconstruite In Si In supérieur a lépaisseur de coupe coupes espacées Si In inférieur a lépaisseur de coupe coupes chevauchées

45 INCREMENTATION In

46 INCREMENTATION Epaisseur 0,5 MM Epaisseur 0,25 MM

47 MATRICE Elle est formée de pixels et de voxels, dans lesquelles sont représentés les niveaux de gris correspondant a chaque coefficient datténuation 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

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50 FILTRE DE RECONSTRUCTION Introduction à la transformé de FOURIER Image »Voie numérique »Voie fréquentielle

51 FILTRE DE RECONSTRUCTION Domaine temporelle Domaine fréquentielle

52 FILTRE DE RECONSTRUCTION Domaine temporelle Domaine fréquentielle

53 FILTRE DE RECONSTRUCTION Domaine temporelle Domaine fréquentielle

54 FILTRE DE RECONSTRUCTION Domaine temporelle Domaine fréquentielle

55 FILTRE DE RECONSTRUCTION Domaine temporelle Domaine fréquentielle

56 FILTRE DE RECONSTRUCTION

57 Domaine temporelle Domaine fréquentielle

58 FILTRE DE RECONSTRUCTION Profil datténuation Transformée de Fourier Détermination des gammes de fréquences Images filtrées Filtrage de certaines fréquences

59 FILTRE DE RECONSTRUCTION Il existe différentiels filtres à choisir en fonction de ce que lon souhaite privilégier en terme de qualité dimage : Filtres spatiaux (dits « durs ») Filtres en densité (dits « mous ») Filtres intermédiaires (dits (standards »)

60 FILTRE DE RECONSTRUCTION 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)

61 FILTRE DE RECONSTRUCTION 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)

62 FILTRE DE RECONSTRUCTION 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 )

63 QUALITE DE LIMAGE Les critères qui définissent la qualité de limage sont La résolution spatiale La résolution en densité La résolution temporelle Le rapport signal sur bruit Les artefacts

64 RESOLUTION SPATIALE Cest la précision de linformation 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 –Lépaisseur de coupe –La taille du champs dacquisition –La taille de la matrice

65 RESOLUTION SPATIALE Pour une même taille de matrice et de champs –Si épaisseur de coupe résolution spatiale Pour une même taille de matrice et dépaisseur de coupes –Si F.O.V résolution spatiale Pour une même taille de champs et dépaisseur de coupes –Taille matrice résolution spatiale

66 RESOLUTION EN DENSITE Cest 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

67 RESOLUTION TEMPORELLE Cest le nombre maximum de coupes pouvant être acquises en 1 seconde Cest latout majeur des scanners multicanaux grâce à laugmentation: Du nombre de canaux de réception – Bientôt 256 De la vitesse de rotation –Jusqua trois tours par seconde

68 RESOLUTION TEMPORELLE Les technologie les plus avancées permettent: 64 coupes de MM 3 coupes par seconde Soit une couverture de 120 MM par seconde Application cardiaque –Mouvement du cœur « figé » synchronisation EEG

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72 RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT Cest une valeur qui définies le niveau de qualité dune 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 lappareillage), du bruit électronique (perturbation dues à la chaîne informatique) Pas daction possible par le manipulateur

73 RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT 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

74 RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT 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

75 ARTEFACTS Ce sont des images reconstruites qui nexistent pas dans lanatomie du patient (discordance entre la densité réelle et la densité reconstruite) Volume partiel Mouvement du patient Sous échantillonnage ( insuffisance de mesure)


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