Les codes Monte Carlo dédiés à l’imagerie scanographique

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L’Imagerie Scanographique

Depuis la mise au point du premier système au début des années 1970 par Godfrey Hounseld [17], les scanners ont connu plusieurs améliorations majeures conduisant à différentes générations [18, 19, 20]. Les scanners de première génération étaient constitués d’un unique faisceau n généré par un tube RX. Le tube et le détecteur « translataient » ensemble, permettant de mesurer des prols d’atténuation ou projections. Lorsque le prol était obtenu, le système complet eectuait une rotation de 1 et débutait l’acquisition d’une nouvelle projection. L’acquisition complète durait ainsi quelques minutes, mais durant ce laps de temps, le patient ne restait pas complètement immobile ce qui entrainait l’apparition d’un ou dans l’image. An de réduire le temps d’acquisition, un scanner de deuxième génération fut développé. A la diérence des scanners de première génération, un faisceau en éventail ainsi qu’un ensemble de détecteurs étaient utilisés pour mesurer les projections.
Même si le mouvement de translation-rotation restait inchangé, le temps d’acquisition, en 1975, était inférieur à 20 secondes. Le scanner de troisième génération, contrairement aux deux premières générations, est un système entièrement rotatif. Le faisceau RX est un faisceau en éventail assez large pour couvrir le corps du patient lors de l’acquisition et minimiser les artefacts. Pour s’adapter à la nouvelle forme du faisceau, les détecteurs sont placés sur un arc de cercle. Ils se déplacent toujours en même temps que la source RX. Le temps d’acquisition a ainsi été considérablement réduit par la suppression des mouvements de translation du tube. Le mode hélicoïdal, mis en place plus tard avec le développement de nouveaux algorithmes, est aujourd’hui largement utilisé. Il a également permis de réduire les temps d’acquisition. En eet, en mode hélicoïdal, la table se déplace le long de l’axe du scanner pendant que le tube RX tourne autour, ce qui permet de couvrir plus rapidement la longueur à explorer. En raison des problèmes de stabilité des détecteurs et d’artéfacts de repliement spectral sur les images dû à un sous-échantillonnage du nombre de projection, un concept de scanner de quatrième génération a vu le jour. Dans ce modèle, le tube RX et les détecteurs ne sont plus solidaires. Ces derniers forment un anneau et restent fixes, tandis que le tube RX tourne autour du patient. Contrairement aux scanners de troisième génération, une projection est formée par le signal mesuré dans un détecteur, ce qui permet d’augmenter le taux d’échantillonnage et d’éliminer de potentiels artéfacts de repliement. Malgré ces avantages, le rayonnement diffusé reste un problème. Comme chaque détecteur doit avoir un grand angle de détection, aucune suppression efficace et pratique du rayonnement diffusé ne peut être faite à l’aide d’un collimateur. Même si des corrections du diffusé ont été proposées, leurs complexités peuvent sensiblement s’accroître avec l’introduction des scanners multi-coupes. Toutefois, c’est le coût financier, dû au grand nombre de détecteurs composant l’anneau, qui ralentit l’expansion des scanners de quatrième génération. Depuis les années 1980, un autre type de scanner a été développé pour des applications cardiaques :
le scanner à faisceau d’électrons, parfois appelé scanner de cinquième génération. Pour « geler »
le mouvement cardiaque, un jeu complet de projections peut être obtenu en 20 à 50 millisecondes.
Actuellement, les scanners de troisième génération représentent la plupart des scanners utilisés en imagerie médicale. Ils ont connu d’énormes progrès depuis leur création principalement au niveau des détecteurs, nous ne parlerons donc que des dernières évolutions.
Dans ce chapitre, nous allons d’abord présenter les scanners de troisième génération, ensuite nous allons introduire les notions générales sur la « dose » et les notions plus spécifiques à l’imagerie scanographique, finalement nous allons traiter de la qualité image en définissant quelques termes.

Le scanner de troisième génération

Structure des scanners

Actuellement les scanners de troisième génération, représentés sur la gure 1.1, se composent d’un tube RX, d’éléments de ltration (ltration inhérente et ltre papillon), d’un collimateur et d’une barrette de détecteurs.
(a) Vue sagittale (b) Vue transverse
Figure 1.1 Scanner de troisième génération GE VCT Lightspeed 64
Le tube RX comporte une cathode, une anode tournante et un système de refroidissement.
Les RX sont produits par interaction des électrons accélérés par la diérence de potentiel entre les deux électrodes, avec les atomes de la cible (anode). Le faisceau de photons résultant est dû à deux types d’interactions :
les interactions par collisions entre les électrons incidents avec les électrons des atomes de la cible;
les interactions radiatives au voisinage des noyaux de l’atome cible entre les électrons incidents et le champ coulombien.
Les interactions entre les électrons incidents et les électrons de la cible entrainent des transferts thermiques, l’excitation et l’ionisation des atomes. Elles ne contribuent pas directement à la production de photons X. A l’inverse, au voisinage des noyaux, la présence du champ coulombien entraîne une déviation et un ralentissement des électrons. Ce dernier conduit à l’émission d’un photon X. On parle alors de rayonnement de freinage ou Bremsstrahlung.
Dans la cible, la majeure partie de l’énergie cinétique des électrons est dissipée sous forme de chaleur, seule une faible partie de l’énergie cinétique contribue à l’émission de photons RX. La production de RX est un processus très inecace avec un rendement d’environ 1%.
Le spectre en énergie, caractérisant le tube à rayons X, comporte deux parties (Figure 1.2a) :
un spectre continu, dû au rayonnement de freinage qui crée des photons d’énergie comprise entre 0 et l’énergie maximale des électrons;
un spectre de raies de uorescence, caractéristiques du matériau de la cible, dues aux interactions par collisions, qui ionisent l’atome cible en éjectant des électrons.
L’énergie des transitions entre deux couches électroniques étant fixée, des raies caractéristiques apparaissent.
Certains paramètres ont une inuence directe sur l’allure du spectre :
la tension du tube (kV), qui dénie l’énergie cinétique maximale des électrons accélérés, donc l’énergie maximale des photons X;
la charge (mAs), qui détermine le nombre d’électrons produits, donc le nombre de photons en fonction du rendement;
le numéro atomique (Z) de la cible, qui xe le spectre de raies;
l’épaisseur de ltration, qui intervient sur la forme du spectre.
En imagerie scanographique, la ltration totale du tube est importante, de l’ordre de quelques millimètres d’aluminium, entrainant une modication du spectre (Figure 1.2b).
Elle permet, en particulier, de supprimer les photons de basses énergies qui ne contribuent pas à la formation de l’image et qui augmentent la dose à la peau du patient. L’une des spécicités du scanner de troisième génération est la présence d’un ltre papillon à la sortie du tube. Ce ltre, beaucoup plus n au centre que vers l’extérieur du faisceau, permet d’égaliser la uence du faisceau après le patient an que les détecteurs soient uniformément irradiés. Il permet également de réduire la dose délivrée au patient.
Une fois le faisceau RX créé et ltré, il est collimaté pour correspondre aux dimensions souhaitées par l’utilisateur. Un premier collimateur est placé au niveau des éléments de filtration pour ajuster l’épaisseur du faisceau en éventail. Un collimateur secondaire, placé juste avant les détecteurs, est aujourd’hui remplacé par une collimation numérique faite par les détecteurs.
La plupart des scanners actuels sont des scanners multi-barrettes. Une barrette de détecteurs est composé de 800 à 900 détecteurs disposés en éventail. Pour les scanners multibarrettes, plusieurs sont juxtaposées les unes à côté des autres le long de l’axe longitudinal.
Les scanners multi-barrettes permettent l’acquisition simultanée de plusieurs coupes par rotation, le nombre de coupes pouvant être acquises en une rotation dépendant du nombre de barrettes du scanner.

Principe

L’imagerie scanographique est une imagerie de transmission. Le faisceau RX, produit par le tube, pénètre dans le patient. Les photons interagissent avec la matière. Une partie des photons sont alors transmis à travers le patient et recueillis par les détecteurs. Chaque détecteur mesure alors l’atténuation du faisceau par le patient. L’image obtenue représente une projection bidimensionnelle du patient sur le détecteur, d’où le terme d’imagerie de projection.
L’atténuation globale du faisceau RX dans la matière est due à un ensemble d’interactions, qui dépendent du spectre en énergie du faisceau et des matériaux traversés. L’interaction des photons dans la matière peut se faire selon différents mécanismes. Cependant, aux énergies considérées en imagerie scanographique (E < 150 keV), seuls trois processus d’interactions prévalent [21, 22] :
l’interaction par eet photoélectrique : le photon cède toute son énergie à un électron lié du cortège électronique, l’atome est alors ionisé et l’électron éjecté;
l’interaction par diusion inélastique ou diusion Compton : le photon interagit avec un électron du cortège électronique, il lui transfert une partie de son énergie, l’électron est alors éjecté, l’atome ionisé, et le photon change de direction;
l’interaction par diusion élastique ou diusion Rayleigh : lors de cette interaction le photon ne perd pas d’énergie, il change juste de direction.
Chaque interaction est associée à une probabilité, il est donc possible que le photon traverse le patient sans interagir. Au cours de son trajet, le photon peut conserver toute son énergie, en céder une partie ou la totalité. Dans les deux derniers cas, une partie de l’énergie initiale du photon est cédée à la matière, entrainant un dépôt d’énergie qui se traduit par une dose absorbée aux organes (Chapitre 1.2).
Le coecient d’atténuation, , tient compte de l’ensemble des interactions qui conduisent à l’atténuation du faisceau initial de photons. Il dépend de l’énergie E des photons et du numéro atomique Z du milieu. La fonction (E,Z) permet ainsi de déterminer la probabilité d’interaction des photons avec la matière mais également la transmission du faisceau. Pour un faisceau monoénergétique (E) traversant une couche d’épaisseur x de masse volumique , la transmission du faisceau (T(x)), déni comme étant le rapport entre la uence du faisceau sortant (x) et du faisceau entrant 0, est donnée par l’équation 1.1.1.

Table des matières

Introduction 
1 L’Imagerie Scanographique 
1.1 Le scanner de troisième génération
1.1.1 Structure des scanners
1.1.2 Principe
1.1.3 Acquisition
1.1.4 Reconstruction
1.1.5 Visualisation des images
1.2 La dose
1.2.1 Les grandeurs dosimétriques : K, D, DT
1.2.2 Les estimateurs utilisés en routine clinique
1.3 Qualité Image
Partie I : Développement du Simulateur 
2 Estimation de la dose en imagerie scanographique par simulation Monte-Carlo
2.1 La simulation Monte-Carlo
2.2 Les codes Monte Carlo dédiés à l’imagerie scanographique
2.2.1 Modélisation du scanner
2.2.2 Performances et limites des modèles
2.3 Une nouvelle version du code PENELOPE
3 Modélisation
3.1 Description du scanner
3.1.1 Données fournies par la note technique du constructeur
3.1.2 Méthode de Turner : modélisation des éléments de filtration
3.1.3 Implémentation du mouvement du tube dans le code
3.2 Développement d’un modèle de source
3.2.1 Création d’une source histogrammée
3.2.2 Hypothèse d’utilisation de la source
3.2.3 Comparaison entre le PSF et la source histogrammée
3.3 Analyse des données Monte Carlo
3.3.1 Énergie déposée dans un élément de géométrie
3.3.2 Dose moyenne déposée dans un élément de volume
3.3.3 Incertitudes associées
3.3.4 Comparaison des données expérimentales et simulées
4 Validation du modèle
4.1 Validation en conditions homogènes
4.1.1 Estimation des incertitudes liées à la mesure
4.1.2 Validation à l’isocentre
4.1.3 Indice de kerma dans l’air scanographique pondéré
4.1.4 Discussion
4.2 Validations en conditions cliniques
4.2.1 Fantôme anthropomorphe
4.2.2 Validation en diérents points du fantôme anthropomorphe
4.2.3 Validation bi-dimentionnelle
4.3 Conclusion
Partie II : Étude de la Qualité Image 
5 La qualité image en imagerie scanographique
5.1 Le contrôle de qualité en imagerie scanographique
5.1.1 NCT de l’eau, bruit et uniformité
5.1.2 Résolution spatiale à haut contraste
5.1.3 Prol de sensibilité
5.2 Évaluation des performances du système
5.2.1 L’analyse visuelle par classement
5.2.2 L’analyse ROC
5.2.3 L’analyse à choix forcé
5.3 Les modèles de l’observateur
6 Détermination du rapport signal sur bruit
6.1 Estimation des critères physiques de qualité image
6.1.1 Protocole expérimental pour l’étude des critères physiques
6.1.2 Automatisation de l’analyse des images
6.2 Évaluation du rapport signal sur bruit selon le modèle de Rose
6.2.1 Le modèle de Rose
6.2.2 Calcul du SNR sur le fantôme Catphan
7 Pertinence du SNR selon le modèle de Rose pour l’optimisation
7.1 Dispositif expérimental
7.1.1 Le fantôme
7.1.2 Acquisition des images
7.2 Étude ROC
7.2.1 Présentation de l’étude
7.2.2 Comparaison des courbes ROC
7.3 Discussion et Perspectives
Partie III : Développement d’une Base de Données 
8 Estimation de la dose aux organes
8.1 Fantômes numériques de la CIPR
8.2 Acquisitions étudiées
8.3 Variation de la dose en fonction des paramètres d’acquisition
8.3.1 Haute Tension
8.3.2 Largeur du faisceau
8.3.3 Pitch
8.3.4 Courant
8.3.5 Comparaison avec les données de la littérature
9 Optimisation des protocoles d’acquisition
9.1 Dose aux organes & Qualité Image
9.2 Carte relationnelle de la base de données
9.3 Interface de l’outil
Conclusion et Perspectives 
Communications
Références Bibliographiques 
Annexe A : Certicat d’étalonnage de la chambre Radcal 10X6-3CT
Annexe B : Certicat d’etalonnage de la chambre Raysafe Xi CT
Annexe C : Code adaptant la méthode développée par Turner
Annexe D : Code pour la voxélisation des images DICOM
Annexe E : Code pour l’analyse des OSL
Annexe F : Code pour l’analyse des lms Gafchromic
Annexe G : Code pour l’analyse du fantôme Catphan
Annexe H : Code pour la voxélisation du fantôme de la CIPR 110

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