trixell - capteur plan / x-ray flat panel detector

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Les paramètres importants d’un capteur plan (DR)

pour la réduction de dose JM Vignolle, B Munier TRIXELL

I Bricault, Service Radiologie CHU Grenoble

15 mars 21012 – Présentation à la SFR - Paris



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Introduction

Peut on réduire la dose en radiographie osseuse avec un capteur plan DR (Digital Radiography)? Exemple d’un genou:

Des radiologues ont regardé ces clichés et conclu que l’image à dose 1/3 suffisait tout à fait pour leur diagnostic!

=> Dans ce cas c’était possible, mais peut-on généraliser à partir de ce cas particulier?

=> Pourrait-on aller encore plus loin?

=> Est-ce valable pour tous les système numériques de radiographie X?

Dose nominale Dose nominale / 2 Dose nominale / 3

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Plan

Pour tenter de répondre à ces questions, il faut modéliser les éléments clefs d’une chaîne qui va du patient au

diagnostic:

Générateur X Patient Détecteur Computer EcranŒil & cerveau

(Radiologue)

Au cours de cette présentation nous allons aborder les question suivantes:

=> Comment est modélisée l’opération de diagnostic?

=> Quel est l’impact d’une réduction de la dose?

=> Quel est le paramètre clef du capteur pour prévoir l’impact d’une réduction de dose?

=> Quelle est l’importance de la FTM (Fonction de Transfert de Modulation) du capteur sur la qualité

image?

=> Quel est l’impact de la taille des pixels du capteur sur la réduction de dose?

=> Tous les capteurs plans offrent ils le même potentiel de réduction de dose?

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Modéliser le diagnostic

L’opération de diagnostic est très complexe, on ne peut pas la modéliser dans dans toute son ampleur avec une

méthode générale.

Cependant, pour poser son diagnostic le radiologue va devoir inspecter des images radiographiques. Reprenons

l’exemple du genou, en supposant que le radiologue inspecte l’os cortical:

Avec le vocabulaire classique du Traitement d’Image, l’image de droite a un « Rapport Signal sur Bruit » (RSB)

trop faible pour que le trait blanc de la ligne corticale puisse être détectée de façon fiable.

Dans cette image on peut voir correctement la

qualité de l’os cortical Mais dans celle ci c’est beaucoup plus difficile

car l’image est trop bruitée:

?

Dans cet exemple, modéliser le diagnostic revient à trouver une méthode qui permette de mesurer

correctement le Rapport Signal sur Bruit. Regardons plus précisément ce que sont ce Signal et ce Bruit. >>>>>



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Signal et Bruit

Sur le plan mathématique c’est assez simple: l’image peut être décomposée en la somme:

=

d’une image de Signal S

+

et d’une image de Bruit B

Pour une pathologie précise, l’image de Signal qu’il

faut prendre en compte n’est pas l’image entière de

l’os, mais l’image de la différence entre un os sain et

un os pathologique. Dans ce cas ce serait par

exemple un os avec rupture de la ligne corticale.

pathologique sain

-

Signal DS

=

>>>>>

Maintenant que nous avons le « Signal » et le

« Bruit », comment calculer le « Rapport Signal sur

Bruit »?



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Calcul du rapport Signal sur Bruit => indice de détectabilité

Nous avons une image de signal et une image de bruit. Nous

devons à partir de cela calculer un rapport signal sur bruit qui

nous indique si le signal sera visible ou pas.

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Il existe des modèles qui prédisent (plus ou moins bien) la

détectabilité par l’homme d’un signal dans un bruit, en

calculant un « indice de détection » d.

Le calcul des différents modèles d’indices de détection peut être résumé par l’expression:

Indice de

détectabilité au

carré

Intégrale sur l’ensemble des

fréquences spatiales de

l’image Bruit

Fréquences

spatiales

Ensemble de termes correctifs

pour essayer de mieux coller à la

réalité

Signal: différence entre une image

« normale » et « anormale »

Cet indice peut sembler très compliqué, mais les principes sous-jacents sont assez simples, comme nous allons

le voir dans la diapositive suivante.

Bruit B Signal S



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Indice de détectabilité

Bruit B

Signal S

Il faut commencer par séparer en fréquences spatiales le signal

= + + +

0 mm-1 1 mm-1 2 mm-1 3 mm-1

et le bruit, …

= + + +

x5

x5

x15

x15

… puis calculer le carré du signal et du bruit dans la zone intérêt (moyenne locale), …

2 2 2 2

2 2 2 2

… puis diviser ces valeurs 2 à 2, …

… et enfin sommer le tout (intégrale)

+ + + = d²

Maintenant que nous avons un indice de visibilité, voyons comment l’utiliser >>>>>



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Utilisation de l’indice de détectabilité

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Générateur X Patient Détecteur Computer EcranŒil & cerveau

(Radiologue)

On va analyser comment chaque élément de la chaîne image dégrade l’indice d,

d

ceci jusqu’à l’image finale que voit le radiologue :

d mini

Si l’indice final est supérieur à

une valeur « d mini » (à

déterminer expérimentalement

pour chaque type de diagnostic

et chaque radiologue), alors la

qualité sera suffisante.

Si cet indice est inférieur à cette

valeur, la qualité sera

insuffisante pour garantir dans

tous les cas un bon diagnostic.

Commençons par voir comment

une réduction de dose influe sur

l’indice de détectabilité d.



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Réduction de dose

Générateur X Patient Détecteur

Coté générateur on peut diminuer la dose en jouant sur:

-les kV

-Les filtres

-Les mAs

Le radiologue cherche à minimiser la dose

délivrée au patient

Cette dose patient est suivie au travers du

« Produit Dose x Surface »,

par ex: ici PDS = 6.87µGy.m²

Le détecteur cherche à produire une bonne image avec

le minimum de dose en sortie du patient

Cette dose détecteur est exprimée en µGy incidents

sur le détecteur,

par ex: ici dose = 5.34µGy

Dans cette présentation on se limite à étudier la dose

à kV et filtrage constant.

On ne jouera que sur les mAs pour baisser la dose.

Dans ces conditions, comment la baisse de dose impacte-t-elle l’indice de détectabilité d?

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Impact de la dose sur l’indice de détectabilité

Rappel de l’indice de

détectabilité :

L’intensité du signal est proportionnelle à la dose: S ~ dose

La variance du bruit est proportionnelle à la dose: B² ~ dose

On peut en déduire immédiatement que:

Ce qui prouve que l’indice de détectabilité est proportionnel à la racine carrée de la dose: d~

A-t-on des confirmation expérimentales de ce modèle?

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Ci contre l’AUC moyenne des radiologues pour un

diagnostic d’érosion osseuse à différentes doses dans

l’étude [5]: la qualité du diagnostic diminue quand la

dose diminue.

La performance des radiologues semble bien suivre

une loi en racine de la dose.

Validation expérimentale de l’impact de la dose

Nous cherchons à vérifier si la qualité du diagnostic varie comme prédit par le modèle, c’est à dire en

Nous avons pour cela recherché dans les études publiées celle qui étudient la possibilité de baisser la dose sans

perdre de qualité diagnostique, par exemple: [1],[2],[3],[4],[5],[6].

Ces études analysent la performance de radiologues sous forme de « courbes ROC » (taux de vrais positifs en

fonction du taux de faux positifs). Les résultats sont synthétisés par un nombre qu’on

appelle « AUC » (Area Under the Curve = aire sous la

courbe ROC). Ce chiffre est représentatif de la

performance d’un radiologue dans son diagnostic.

Cette courbe ne constitue pas une preuve absolue de

la validité du modèle, mais c’est un élément positif à

ajouter au dossier…

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Voyons maintenant comment le détecteur influe sur

l’indice de détectabilité d.



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L’impact du détecteur sur l’indice de détectabilité est

entièrement modélisé par un facteur de dégradation du

rapport signal sur bruit entre l’entrée et la sortie du

détecteur, pour chaque fréquence spatiale f.

dégradation(f).(…)df

Impact du détecteur sur l’indice de visibilité

Détecteur

DQE(f).(…)df

Ce facteur est appellé DQE(f), ce qui signifie « Detective Quantum

Efficiency », ou encore « Efficacité Quantique de Détection ».

Cette formulation montre clairement l’équivalence dose DQE. Une

augmentation de 10% de la DQE permettrait de réduire la dose patient de

10% sans aucune perte de diagnostic!

Rappel de l’indice de détectabilité :

Une fois encore, nous avons un modèle, mais a-t-on des confirmations expérimentales? >>>>>

Ci-dessus un exemple de courbe de DQE. Noter que la DQE varie beaucoup avec la fréquence!



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Un organisme indépendant a mesuré la DQE de ce DR [7] et de ce CR [8].

Par ailleurs la DQE du DR à 1mm-1 est 2.5 fois plus faible que celle du CR. Si les fréquences utiles au diagnostic

dans cette étude étaient autour de 1mm-1, alors ces 2 résultats seraient parfaitement cohérents!

Validation expérimentale de l’impact de la DQE

L’auteur des études [4] et [5] a comparé les performances d’un capteur plan DR et de cassettes en technologie dite

« CR » (Computed Radiography).

L’équivalence dose DQE semble donc correcte, mais pour le prouver il faudrait analyser les images utilisées.

La DQE dépendant de la fréquence, à quelle fréquence faut-il connaître la DQE? >>>>>

On voit que le CR a la même performance que le DR mais avec une dose ~2.5 fois plus forte.



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DQE: quelles fréquences?

Les brochures donnent souvent « la » DQE du détecteur, sans préciser qu’il s’agit de DQE(0mm-1) à forte dose.

On voit clairement que la plupart des informations nécessaires au diagnostic osseux se trouvent à des fréquences

supérieures à 0mm-1, soit 1mm-1 et plus.

Mais sont elles toutes nécessaires?

Toutes les fréquences

Cette valeur vous dit tout sur la qualité de cette partie de l’image,…

=

0mm-1

… et rien sur celle ci:

+

1mm-1 et plus

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DQE: quelles fréquences? S

ign

al S

= + + +

0 mm-1 1 mm-1 2 mm-1 3 mm-1

= + + +

x5

x5

x15

x15

Repartons de la décomposition de l’image et du bruit en diverses bandes de fréquence sur un exemple:

La bande 0mm-1 contient des informations utiles, mais peu de bruit, sa DQE est donc peu critique (on a de la marge).

La bande 1mm-1 est probablement ici la plus utile, sa DQE est donc critique.

La bande 2mm-1 , bien que peu visible, contribue quand même à préciser les contours, sa DQE est donc importante.

La bande 3mm-1 contient peu d’information utile et beaucoup de bruit (son rapport Signal sur Bruit est très faible), de

plus elle est très peu visible (x15 pour la voir!) sa DQE est moins importante que les autres. En conclusion: les valeurs de DQE les plus importantes sont ici DQE(1mm-1) et DQE(2mm-1)

Mais à quelle dose? >>>>>



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DQE: quelles doses?

La DQE varie avec la dose: sur cet exemple, 3 détecteurs réels avec 3 comportements différents.

Si on s’intéresse à la réduction de dose, il faut voir

à quelle gamme de dose correspondent les µGy

en radiographie générale.

Si on veut travailler à basse dose, il faut

demander la DQE aux doses correspondantes

(par exemple 1µGy et 2.5µGy), car les détecteurs

peuvent avoir des performances très différentes!

Il faut également faire très attentions aux unités

indiquées dans les brochures: 1mR n’est pas 1µGy! Basse dose

Moyenne dose

Haute dose

La DQE est paramètre critique. Mais la FTM n’est elle pas aussi un paramètre clef dans le choix d’un détecteur?

Conclusion: les brochures indiquent souvent « la »

DQE du détecteur, implicitement à 0mm-1 et à haute

dose (1mR par exemple). Pour connaître la

performance du détecteur dans un contexte de

réduction de dose, il faut demander le tableau:

DQE ? DQE ? 2.5µGy

DQE ? DQE ? 1µGy

2mm-1 1mm-1

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FTM et CTF

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Ci dessous une mire de résolution en « créneaux » à 0 paires-de-lignes-par-mm, « lppm » pour « line pair per mm »,

1 lppm , 2 lppm et 3 lppm, imagée sur un détecteur X de pixel 144µ .

Le contraste des traits à fréquence 3 lppm est plus faible que celui des traits à 0 lppm, alors que sur la mire originale

les contrastes (épaisseurs de matériau) sont identiques. La courbe: atténuation = f( x lppm) s’appelle la Fonction de

Transfert du Contraste ou « FTC ».

La FTM ou Fonction de Transfert de la Modulation est la même chose, mais avec une mire de résolution

« sinusoïdale ». La réalisation d’une mire sinusoïdale étant difficile, on calcule la FTM à partir de la FTC.

A l’époque du film, la FTM était une caractéristique figée de l’image vue par le radiologue, et donc très importante

pour la qualité d’image. Qu’en est-il avec les DR?



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FTM et Post-processing

Le DR (Digital Radiography) permet de retraiter l’image selon le besoin. On peut par exemple complètement corriger

la FTM pour retrouver une image fidèle à l’entrée du détecteur: ici des contrastes identiques sur les créneaux.

x2

x4

=

+

+

+

0mm-1

1mm-1

2mm-1

3mm-1

Contrairement à l’époque du film, la FTM n’est donc plus une caractéristique figée de l’image vue par le radiologue!

Mieux, chaque systémier optimise sa correction de FTM avec des radiologues pour que l’image soit présentée de

façon optimale pour le type de diagnostic à effectuer. C’est pour cela que sur cette image la FTM est atténuée aux

hautes fréquences: dans les radios osseuses, il n’y a pas de signal utile à ces fréquences mais surtout du bruit.

Et la taille du pixel? Quelle est son influence sur la qualité image et la réduction de dose? >>>>>



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Taille de pixel et réduction de dose

Dans les appareils photos numériques, plus les pixels sont petits, plus l’image est mauvaise sous faible lumière…

Dans les capteurs plans, c’est exactement pareil: plus le pixel est petit, moins on peut réduire la dose.

Ci dessous des simulations de la DQE(2mm-1) en fonction de la dose et de la taille du pixel (µm):

A forte dose (10µGy) les gros pixels

sont moins efficaces que les petits.

Si on cherche à travailler à basse dose

(2µGy) il faut des pixels plus gros.

Dans ce cas les zones plus sombres

de l’image peuvent recevoir une dose

inférieure, par exemple 0.5µGy.

Conclusion: un pixel trop petit n’est pas favorable à la réduction de dose >>>>>

Dans ces zones sombres, les pixels

trop petits sont pénalisés.

Un pixel autour de 150µ est très bon

compromis à toutes les doses.



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Conclusions

Quels sont les paramètres importants d’un capteur plan pour la réduction de dose?

On peut raisonner avec

l’indice de détectabilité:

D’après cet indice, la performance des radiologues se dégrade quand

on diminue la dose, approximativement en racine de la dose.

?

Dose « habituelle » / 2

Trop faible dose

L’impact du détecteur sur la

performance des radiologues

est entièrement modélisé par

la DQE(f) , aux doses et aux

fréquences utiles au

diagnostic:

DQE ? DQE ? 2.5µGy

DQE ? DQE ? 1µGy

2mm-1 1mm-1

Un détecteur à DQE plus élevée permettra de travailler à plus basse

dose, sans perte de diagnostic.

Contrairement à la DQE, la FTM n’est pas la bonne caractéristique

pour le choix d’un détecteur « basse dose ».

Un pixel trop petit n’est pas favorable à la réduction de dose.

--------------------------- Merci de votre attention ---------------------------



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Bibliographie

[1] Strotzer, Clinical Application of a Flat-panel X-Ray Detector (…), AJR:171, july 1998

[2] Strotzer, Amorphous Silicon, Flat Panel, Xray Detector (…), Investigative Radiology, Vol 33, Number 1, 1998

[3] Volk, Digital radiography of the skeleton (…), Clinical Radiology , 55, 2000

[4] Ludwig, Performance of a flat panel detector in (…) bone lesions (…), Radiology, 2002

[5] Ludwig, Performance of a flat panel detector in (…) erosive changes (…), Eur Radiol 2003

[6] Lehnert, Image-Quality Perception as a function of Dose in Digital Radiography, AJR:197, december 2011

[7] Digital Detectors for General Radiography, KCARE Report 05078, Octobre 2005

[8] Computed Radiography (CR) Systems for General radiography, edition 3, KCARE Report 06033, june 2006



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FTM et Qualité image

La FTM est plus facile à mesurer que la DQE, peut-on s’en servir pour avoir une idée de la DQE?

Ci-dessous un exemple de DQE et de MTF sur deux détecteurs DR ([7]):

Le détecteur qui a une très bonne FTM a une très mauvaise DQE!

Il n’y a aucune relation générale entre FTM et DQE. Seule la mesure directe de la DQE permet de connaître

la qualité d’image réelle d’un capteur plan.

En conclusion: la FTM n’est pas une caractéristique clef pour le choix d’un détecteur, contrairement à la DQE.

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