FORMATION TIC (Phymed)
FORMATION DES IMAGES X et GAMMA
Fayçal Ben Bouallègue - faybenb@hotmail.com
http://scinti.etud.univ-montp1.fr
IMAGERIE DE TRANSMISSION X
I 0
X -
hf -
X E
Z dx r
I-dI
r, Z E X
- -
E X
Z r
X
X E
E '
Photo-électrique : contraste
Compton : flou I
cm dx
I dI μ -
aléatoire n
Interactio
-1 = coef. linéique d’atténuation
= probabilité d’atténuation par cm
IMAGERIE DE TRANSMISSION X
I 0
X
dx
I-dI
r, Z
μ/ρ
C PE
C/r constante
PE/r cste. (Z/E
X)
3e x
I
I 0 .
1
- .
cm dx
I dI
μ -
E X
=
coef. linéique d’atténuation
= probabilité d’atténuation
par cm
E X
cm²/g E
X[30,150 keV]
X
μ D e μ'e
I
e I
I
D e e
0
1
' 0
1
I 0
e D
μD
I
e I
I
μD
0
1
0 2
3
3 2
1
2
1
.
2 . '- I
I
I
C I Z
E C e
e
X
r
: différence de densité
IMAGERIE DE TRANSMISSION X
30-150 keV
I 1 I 2
GRANDISSEMENT EN IMAGERIE X
S
I I’
Source de X = S
I’’
Objet absorbant
O S O' O I
S I I' α
sin
O’ O’’
O
Détecteur (film) a
Donc le grandissement G dépend :
- de la distance de la source de X au film (SI) - de la distance de la source à l’objet (SO)
O' G O I I' O
S S I
FLOUS EN IMAGERIE X (I)
O S S’
I’ I
a
Foyer F = SS’
F g
Objet absorbant
SO OS F IS
SO F IO Fg
SO SS IO
tg II
. .
' a '
G 1
F.
F g
Flou géométrique :
O S
F c v
G.v.t F C
Flou cinétique :
O
F e
pixel Grain,
F E Flou d’écran :
S
FLOUS EN IMAGERIE X (II)
c 5.μ PE
μ
Compression : D
Diaphragme
Grille
Radio-protection
C 2
1
2 1
2I I
I
I C I
I I
I 1 +I C I 2 +I C Flou par diffusion Compton :
-
-
D
REPONSE EN IMAGERIE X 2D
X I 0
e D
2 2
2
2 ) 1
(
i
e i
h
i
ANALOGIQUE
REPONSE EN IMAGERIE X 2D
X I 0
e
d
2 2
2
2 ) 1
(
i
e i
h
i
I 0 . e
i. d
I
I
n 2
1
μ ... μ
μ
p 1 ln
p avec
I 0
I
d
NUMERISE
IMAGERIE D’EMISSION GAMMA
Principe : lier un isotope
radioactif g ou b + (marqueur) à une molécule d’intérêt biologique (vecteur) pour obtenir un traceur .
Produire une cartographie de la radioactivité (scintigraphie) pour suivre le devenir du traceur dans un organisme humain.
99
Tc
43
99
Tc
43
g-CAMERA
Collimateur Scintillateur Photo-multiplicateur Localisation
ACQUISITION 2D
I 0 p
f 1
f n f 2
99 g
43 Tc
g
g
18 9 F
18 8 O
Isotopes émetteurs g ou b +
I 0 p f 1
f n f 2
n n 2
2 1
1 f R f ... R f
R
p
g
99 43 Tc
résolution cm bruit de Poisson COLLIMATEUR
ACQUISITION 2D
2 2
2
2 ) 1
(
i
e i
h
D
FLOU LIE AU COLLIMATEUR
D
/2.35 (cm)
CE Metz. Phys Med Biol 1990; 35:81-93.
h(i)=M[d]i)=G(i) SLID h(i)
REPONSE D’UNE CAMERA X, g
d(i)
M[]
goutte de RA
ou point dense
LMH
H H/2
LARGEUR A MI-HAUTEUR
d(i)
h(i)=G(i)
Réponse intrinsèque
X : LMH = 0,1 à 1 mm
g : LMH 4 mm
Réponse du collimateur (seulement pour l’imagerie g)
LMH supplémentaire qui dépend de la distance source-détecteur
2 , 35 . 2
ln . 2 .
2
LMH
H
H/2
LMH
D>LMH
Si D > LMH, les deux objets sont discernables sur l’image
LMH
INTERPRETATION
H
H/2
LMH
D LMH
Si D < LMH, les deux images fusionnent : LMH = résolution = pouvoir séparateur
LMH
INTERPRETATION
LMH = pouvoir séparateur = résolution de l’imageur LMH = période minimale observable sur l’image 1/LMH = fréquence spatiale maximale dans le signal
INTERPRETATION
FORMATION DE L’IMAGE
SLID
d(0)=1
d(k)= 0 si k 0 d(i)
h(i)
h(i) = M[d](i)
Introduction au traitement numérique des images médicales. D. Mariano-Goulart. EMC.
(Elsevier Masson SAS, Paris), Radiodiagnostic - Principes et techniques d’imagerie, 35-100-A-10, 2009, p. 1-21.
p(0) X,g
fixé i
k), (i
p(k).δ p(i)
k
= 0 sauf si k=i où d(0)=1
p(-1) p(1)
i
1 1 0 1 1
k) (i
p(k).δ
k
i p
i p
i
p d d d
1
Exemple si i = 1 : 0 0 p
1 i
0 1 -
FORMATION DE L’IMAGE
p(0)
fixé i
k), (i
p(k).δ p(i)
k
= 0 sauf si k=i d(0)=1
Pour déterminer s, il faut faire des hypothèses sur M, donc sur les caractéristiques de la caméra…
? M[p](i)
s(i)
p(-1) p(1)
FORMATION DE L’IMAGE i
CAMERA LINEAIRE & INVARIANTE
p(i) s(i)=M[p](i)
p(i-k) s(i-k)
k k
p(i)+l.p’(i) s(i)+l.s’(i)
M[]
SLID
d
k
) k i ( ).
k ( p )
i ( p
k)]
(i p(k).δ M[
s(i)
k
? M[p](i)
s(i)
SLID
h(i) = M[d](i)
99 g
43 Tc
FORMATION DE L’IMAGE
k)]
(i p(k).M[δ k)]
(i p(k).δ M[
s(i)
k k
SLID
h(i) = M[d](i)
linéarité
99 g
43 Tc
d
k
) k i ( ).
k ( p )
i (
p s(i) M[p](i) ?
FORMATION DE L’IMAGE
k) (i
p(k).h k)]
(i p(k).M[δ k)]
(i p(k).δ M[
s(i)
k k
k
SLID
h(i) = M[d](i)
99 g
43 Tc
d
k
) k i ( ).
k ( p )
i (
p s(i) M[p](i) ?
Invariance dans le décalage
h)(i) (p
k) (i
h(k).p k)
(i p(k).h s(i)
k k
FORMATION DE L’IMAGE
produit de
convolution
EXEMPLE
1
1
) (
).
( )
(
k
k i p k h i
s
4
1) p(i
1) p(i
2.p(i) 1)
4 p(i p(i) 1
2 1) 1 4 p(i
s(i) 1
1 M[ ] 1
3/4 p(i)
i i
s(i)
s = moyenne pondérée par h de la grandeur physique p
) 1 (
).
1 ( )
( ).
0 ( )
1 (
).
1 ( )
( i h p i h p i h p i s
1/4
k
k
k j i
j k
k
k i
j e h k e
e k h i
s ( ) ( ). . .( ) . . ( ). . .
p(i) .
) (
hˆ )
(
)
( i e . . s i
p j i
THEOREME DE CONVOLUTION
Un SLID agit sur l’harmonique en l’amplifiant par la réponse en fréquence en :
p(i)
) ( hˆ
) ( hˆ
k
k i p k h i
s ( ) ( ). ( )
h)(i) (p
k) (i
h(k).p s(i)
k
s(i)
REPONSE IMPULSIONNELLE / EN FREQUENCE
99 g
43 Tc
p(i)
h
SLID
1 hˆ
0
hˆ
RESOLUTION ET DISTANCE (g)
s = moyenne pondérée par h de la grandeur physique p
50 cm
h h
EFFET DE VOLUME PARTIEL
1 1
3/4 p(i)
i i
s(i)
1 3/4
p(i)
i i
s(i)
h(i) 1/2
i 1/4
1/4
dx LMH e
S
dx x G S
e
e
LMH z e
e
2 /
2 /
2 ln . 2 4
2 /
2 /
2
/
22 ln
) (
JR Galt et al. «Effects of myocardial wall thichness on SPECT quantification». IEEE TMI 1990;9
EFFET DE VOLUME PARTIEL
Activité
uniforme
e/LMH
pente = 0.9
75 %