amélioration de la résolution des examens tomoscintigraphiques myocardiques en utilisant un filtre...
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Amélioration de la résolution des examens tomoscintigraphiques
myocardiques en utilisant un filtre de restauration de type Metz
Raja GUEDOUAR [email protected]
Boubaker ZARRAD
Habib HASSINE
Habib ESSABBEH
Unité d’imagerie médicale- Faculté de Médecine de Sousse-Tunisie
Journées Jeunnes Chercheurs-Aussois 2003
Plan Présentation des images de la Médecine Nucléaire
– La projection– La tomographie
Bases physiques et mathématiques Filtres
– Passe-bas– Restauration– Comparaison entre Passe-Bas et Restauration
Elaboration d’un filtre de type METZ– Mesure de la RI et Calcul de la FTM– Optimisation par la puissance spectrale et visuellement
Conclusion et perspectives
Tomoscintigraphie myocardique
La théorie sur laquelle est fondée la détermination de la perfusion myocardique par l’imagerie nucléaire est simple : Si un traceur diffusible est injecté dans une veine, sa distribution initiale dans les tissus sera proportionnelle au débit sanguin régional. Si le traceur a une destinée intracellulaire, il restera fixé un certain temps selon sa répartition initiale et si le traceur est radioactif et émet des rayons gamma de basse énergie ou moyenne énergie, il peut être détecté par une gamma – caméra, et la perfusion myocardique peut être étudiée par la mesure de la distribution spatiale du radioélément dans le myocarde. Le Thallium 201 sous forme de Chlorure, a été adopté comme traceur radioactif, sa distribution initiale est fonction du flux sanguin.L’acquisition tomographique la plus utilisée en MN, est la SPECT mais ces imagesscintigraphiques ont tendance à manquer de contraste : seul le myocarde bien perfusé est distingué. Des informations morphologiques (volume…), dynamiques ou fonctionnelles (perfusion…) ne sont pas facilement accessibles par le clinicien. D’où la nécessité d’un traitement préalable.
Présentation des images de la Médecine Nucléaire
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Tête de détection Unité de stockage et de traitement
Schéma d’une GC équipée de son collimateur et son système électronique et informatique.
Cristal scintillant
뷜Champ de vue
Rayonnements source radioactive
Collimateur à canaux parallèles : Seul le photon parallèle aux canaux sera détecté
Le principe général de la tomographie repose sur l'acquisition de projections de l'organe à explorer, à partir d'un plan de coupe image F, par rotation du détecteur (ici la g-caméra). Pour chaque angle de projection un profil de la radioactivité émise par l'organe est enregistré. Chaque plan image correspond à une coupe de l'organe.
Acquisition d'une projection à partir de la radioactivité émise par le cerveau
Méthodes de reconstruction tomographique
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Tomoscintigraphie à photon unique (SPECT)
• Principe:
-injection d’un radiotraceur qui a l’avantage de se fixer dans un organe specifique
-acquisition des photons uniques émises dans la direction perpendiculaire de collimateur
-determination de la position d’emission des photons acquises
• SPECT: Permet d'obtenir une représentation 3D d'une distribution radioactive à partir de plusieurs projections acquises autour du patient
• Le détecteur est animé d'un mouvement de rotation autour du patient 360° (cerveau) ou 180° (myocarde) par un le pas angulaire petit.
• La reconstruction des coupes transversales est réalisée par la rétroprojection filtrée ( technique la plus courante ) ou par des methodes analythiques iteratives
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La projection
Modèle mathématique d’une projection
RI : Réponse impulsionnelle de la gamma caméra. Fonction : du collimateur,
du rayonnement diffusé, de la profondeur de la source.
B : Bruit de Poisson ( bruit quantique ) dû au caractère aléatoire des émissions radioactives.N: nombre de coups au pixel(x,y); Im(x,y)=N ( N )1/2
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Bases physiques et mathematiques
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Système:Gamma-caméra
(RI ou FTM)
o(x,y)
O(u,v)
i(x,y)
I(u,v)
I(u,v)= O(u,v) . FTM (u,v) + B(u,v)i (x,y) = o(x,y) * RI(x,y) + b(x,y)
Produit de convolution
Domaines spatial et fréquentiel
Domaine spatialo(x,y)
RIi(x,y)
Domaine fréquentielO(u,v)FTMI(u,v)
TFD
TFDI
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Multiplication
La LMH correspond à la résolution spatiale de la Gamma caméra. C'est la taille de la plus petite structure qui peut être détectée
La FTM est exprimée par le rapport contraste image sur contraste objet.
TFD
x
1
A
RI
LMH
(en mm ou pixel)
FTM
Fréquence spatial (en cycle/mm ou cycle/pixel)
Fmax=0.5 cycle/pixel
Fmax
u
A
1
d(x,y) : dirac RI(x,y)Système:Gamma-caméra
Mesure de la RI Calcul de la FTM
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Par
tie
réel
leP
arti
e im
agin
aire
Par
tie
imag
inai
reP
arti
e ré
elle
Image TFD lignes TFD colonnes
Spectre
Centrage
TFDI lignesCentrage TFDI colonnes
La transformation discrète de Fourier 2DLa transformation discrète de Fourier 2D
Echelle Logarithmique
Filtres
Une projection est dégradée par :
– La présence de rayonnement diffusé et la résolution limitée en énergie du détecteur ;
– Le bruit de poisson : étant donné le nombre de coups limité, les projections présentent un taux de bruitage important;
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-La résolution spatiale limitée du système détecteur associé à son collimateur (de l’ordre du cm).
d’où la nécessité d’appliquer un traitement pour corriger ces facteurs: Atténuation, diffusion et perte en résolution
Une qualité médiocre des tomographiques reconstruites à partir de ces projections
Les différentes étapes du filtrage dans le domaine spatial
FFTD
FFTITronc.
Image brute
Image filtrée
Spectre(echelle Ln)
X
X
Filtre 2D
=
=
Spectre Filtré
Spectre FiltréImages tronquées
Affichage
Choix de la fonction de filtrage
Détecteurs GC non parfaits (collimateur)
Seules les fréquences les plus basses présentes dans l’objet seront transmises correctement
Pour compenser cet inconvénient, la fonction du filtrage choisie doit permettre:
l’amplification des basses fréquences: Amplification des informations utiles
la récupération des moyennes fréquences où il peut exister des informations utiles
L’élimination des hautes fréquences: Prédominance du bruit
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Par contre, les hautes fréquences qui contiennent des informations utiles sur les contours de l’organe sont noyées dans le bruit, ce ci va causer des incertitudes dans la detetection du contour
Description
²
H(u, v) = 0
Basses fréquences Moyennes fréquences Hautes fréquences
I(u,v)>>B(u,v) I(u,v) ~B(u,v) I(u,v)<<B(u,v)
0=v)O(u,
v)FTM(u,
1=v)H(u,
v)FTM(u,
v)I(u,=v)O(u,
Restauration DébruitageTransition
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Les filtres de restauration sont désignés pour la déconvolution de la réponse impulsionnelle du système de détecteur de l’image obtenue avec la contrainte de minimiser l’effet du bruit
Restauration d’images
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L’ensemble des méthodes développées pour compenser les dégradations connues ou estimées et rétablir la qualité initiale
Filtres de restauration
Amélioration de la résolution
Description
But : Retrouver une image aussi proche que possible de l’objet
Conditions Estimation du bruit de l’image Connaissance de la FTM
Résultat Réduction du bruit Amélioration de la résolution spatiale
Description Filtre inverse en basses fréquences Filtre passe-bas en hautes fréquences
Deux filtres Filtre de Metz Filtre de Wiener
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Réponse idéale d’un filtre de ‘restauration’ utilisé en MN
Inverse Transition Lissage
0 0,25 0,5Fréquence spatial ( cycles/pixel )
Am
pli
tud
e0
0
,5
1
1
,5
2
2,5
Filtre inverse
Am
pli
tud
e0
0
,7
1
2
0 0,25 0,5Fréquence spatiale ( cycles/pixel )
Filtre inverseX=
u
Le filtre de Metz
x : facteur du filtre de Metz, peut être adapté au niveau du bruit de l'image donc au nombre de comptage
x=15x=10x=7x=5x=3x=2x=1 : Correspond à la FTM de forme gaussienne
FTM: soit estimée à partir de l‘image dégradée
soit calculée à partir des RI mesurée directement, sous l’appareil
ObjectifObjectif Mise au point d’un filtre de
restauration pour les tomoscintigraphies cardiaques applicable en routine dans le
service de MN
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Pratique
Procédure d’optimisationet de conception:
Adopter les mêmes conditions d’acquisition réelles de l’examen scintigraphique (énergie, traceur,distance source collimateur, matrice d’acquisition, rotation,..)
Mesurer la RI (en faisant l’acquisition d’une source ponctuelle) et calculer la FTM correspondante
Chercher un modèle (gaussian, exponentiel..) qui presente une bonne corrélation avec la FTM expérimentale. L’introduire dans l’équation de Metz.
Optimiser le choix de x tel que le filtre garde un gain supérieur à 1 pour toutes les fréquences inférieures de la fréquence correspondant au début de prédominance du bruit
Mesure de la RI
H varie de 0 à 10 cm
Calcul de la FTM
RI après lissage annulaire 1D
RI à 15cm du collimateur et à 3 cm dans l’eau
FTM réelle et approchées
Interface programme-utilisateur
Filtre deMETZ
Allure du filtre optimal
Fc
fixe
X variable
Acquisition sur fantôme
FantômeAcquisition d’une projection
Résultats 1
Taille réelle du fantôme
Butterworth Metz
Gain en résolution
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Filtre Brute Hanning Butterworth Metz
Puissance pectraleet allure du filtre
Filtered
Projection
Transverse
Slice
Sagittal
Slice
Coronal
Slice
Effet du choix du filtrage bidimensionnel en pre-reconstruction
Butterworth est mieux que Hanning:moins du bruit et plus de resolutionMais Metz est mieux que Butterworth: Une meilleure resolution
roi 1:roi 2:
9 coups/pixel101 coups/pixel
Cmmoyen= 83%
12
Metz
Résultats 3
roi 1:roi 2:
27 coups/pixel99 coups/pixelCbmoyen= 57%
21
Butteworth
Augmentation du contraste des tomographies filtrées en préreconstruction par Metz
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Amélioration de la résolution de l’examen tomoscintigraphies myocardiques filtrées en préreconstruction par Metz
Conclusion et perspectives
L’application et l’optimisation du filtre de Metz en pre-reconstruction pour les tomographies myocardiaques permet
Introduire une amélioration qualitative et quantitative
Permettre une interprétation plus aisée des examens en temps réel
Elle est en plus RapidePratiqueInteractive
Validation de ces résultats observés sur des images simulées Utilisation pour la quantification de la perfusion
Perspectives
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Corriger la perte en résolution spatiale
Merci pour votre Merci pour votre attention….attention….
Journées Jeunnes Chercheurs
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RajaRaja