Rechercher dans le site  |   Devenir membre
      Accueil       |      Forum     |    Livre D'or      |     Newsletter      |      Contactez-nous    |                                                                                                          Envoyer par mail  |   Imprimer








loading...

 
Radiologie
Tomodensitométrie
Cours de Radiologie
 

 

 

Introduction :

La tomodensitométrie se définit comme une chaîne radiologique tomographique effectuant la mesure de l’atténuation d’un faisceau de rayons X à la traversée d’un volume anatomique avec reconstruction matricielle d’une image numérisée.

Si le principe de base est resté le même depuis 1971, les différents aspects techniques ont considérablement évolué avec deux innovations majeures :

loading...

le balayage de l’objet par le faisceau de rayons X qui est passé du mode séquentiel au mode hélicoïdal et le système de détection qui a évolué de l’acquisition monocoupe à l’acquisition multicoupe.

Avec l’augmentation de la vitesse de rotation du tube, ces nouveautés technologiques ont profondément modifié la qualité de l’image, particulièrement la résolution spatiale longitudinale et la résolution temporelle, élargissant les possibilités diagnostiques de la tomodensitométrie.

Après un rappel sur le principe de la formation de l’image en tomodensitométrie, les différents éléments de la chaîne d’acquisition de l’image sont décrits en insistant sur le système de détection qui diffère fondamentalement en acquisition monocoupe et multicoupe.

Sont ensuite abordés les paramètres d’acquisition puis de reconstruction de l’image qui vont influencer les facteurs qui gouvernent la qualité de l’image.

Terminologie :

La tomodensitométrie ou scanographie désignent tous deux la modalité ou technique d’acquisition de l’image.

Le scanographe désigne la chaîne radiologique proprement dite.

Le terme de scanner (scanneur en français, bien que retenu dans l’ancienne édition du dictionnaire des termes officiels ne s’est pas imposé par l’usage) désigne, lui, à la fois la modalité et l’appareil.

Le progrès technique a également posé des problèmes de terminologie : le déplacement simultané du lit et du tube permet une acquisition hélicoïdale ou spiralée.

Le terme d’hélice est plus adéquat que celui de spirale employé initialement (la spirale voyant son diamètre diminuer ou augmenter) mais l’usage a consacré les deux termes.

Les nouveaux scanners permettant d’acquérir plusieurs coupes simultanées sont volontiers désignés comme scanners multibarrettes ou multidétecteurs (mais les anciens scanners étaient déjà constitués de plusieurs barrettes et plusieurs détecteurs).

On parle également de scanners matriciels ou volumiques.

Nous employons le terme multicoupe (au singulier par analogie au bateau multicoque) par opposition au scanner monocoupe.

Historique :

– 1971 : premier examen tomodensitométrique cérébral.

Il est réalisé au Atkinson Morley’s hospital à Londres par l’ingénieur Hounsfield et le neuroradiologue Ambrose sur une machine construite par la société EMI.

Cette firme dans laquelle travaille Hounsfield ne faisait pas partie des grands constructeurs classiques de tables radiologiques mais a investi massivement dans la recherche médicale grâce aux bénéfices colossaux générés par la production des disques des Beatles.

– 1974 : le physicien américain Ledley, de la Georgetown university à Washington met au point le premier appareil corps entier : le temps d’obtention d’une image est alors de 5 minutes.

– 1979 : le prix Nobel de médecine est décerné à MacLeod et Hounsfield pour la mise au point de la tomodensitométrie.

– 1989 : mise au point de la rotation continue puis de l’acquisition hélicoïdale qui va redonner un essor considérable au scanner qui semblait alors en voie d’être concurrencé, voire éclipsé par l’imagerie par résonance magnétique (IRM).

– 1992 : acquisition de deux coupes simultanées par rotation.

– 1995 : acquisition « subseconde » 0,75 seconde par tour.

– 1998 : acquisition de 4 coupes simultanées.

– 2000 : acquisition de 8 puis 16 coupes simultanées.

Principe de formation de l’image :

Le scanner est une chaîne radiologique composée d’un générateur, d’un tube à rayons X et d’un ensemble de détecteurs disposés en couronne.

Le principe repose sur la mesure de l’atténuation d’un faisceau de rayons X qui traverse un segment du corps. Le tube et les détecteurs tournent autour de l’objet à examiner.

De multiples profils d’atténuation sont obtenus à des angles de rotation différents.

Ils sont échantillonnés et numérisés.

Les données sont filtrées et rétroprojetées sur une matrice de reconstruction puis transformées en image analogique.

A - ATTÉNUATIONS :

Un faisceau de rayons X traversant un objet homogène d’épaisseur x subit une atténuation, fonction de la densité électronique de l’objet.

La valeur de l’atténuation est obtenue par soustraction entre l’intensité du faisceau de rayons X avant et après traversée de l’objet.

Elle est définie par la relation : Log Io/I = µx Io : intensité incidente du faisceau ; I : intensité émergente ; µ : coefficient d’atténuation de l’objet traversé ; x : épaisseur de l’objet. Le faisceau rencontre des structures de densité et d’épaisseur différentes.

L’atténuation dépend donc de plusieurs inconnues µ1x1, µ2x2,...µnxn.

B - PROJECTIONS :

Le détecteur transforme les photons X en signal électrique. Ce signal est directement proportionnel à l’intensité du faisceau de rayons X.

Le profil d’atténuation ou projection correspond à l’ensemble des signaux électriques fourni par la totalité des détecteurs pour un angle de rotation donné.

Un mouvement de rotation autour du grand axe de l’objet à examiner permet d’enregistrer une série de profils d’atténuation résultant de la traversée de la même coupe selon différents angles de rotation (de l’ordre de 1 000 mesures par rotation).

C - RÉTROPROJECTIONS :

Les projections sont échantillonnées et numérisées.

Ces données converties ou données brutes sont des valeurs numériques avec une adresse spatiale.

Avec n projections obtenues selon des angles différents, il est possible de reconstruire une image du plan de coupe étudié.

Ces projections sont filtrées puis rétroprojetées sur une matrice de reconstruction.

Chaque profil d’atténuation est projeté selon le même angle qu’à l’acquisition.

À partir des valeurs d’atténuation mesurées par chaque détecteur, l’ordinateur calcule la densité de chaque pixel de la matrice.

Ces calculs complexes reposent sur un principe simple : connaissant la somme des chiffres d’une matrice selon tous ses axes (rangées, colonnes et diagonales), on peut en déduire tous les chiffres contenus dans la matrice.

D - DE LA MATRICE À L’IMAGE :

La matrice est un tableau composé de n lignes et n colonnes définissant un nombre de carrés élémentaires ou pixels.

Les matrices actuelles sont le plus souvent en 5122.

À chaque pixel de la matrice de reconstruction correspond une valeur d’atténuation ou de densité.

En fonction de sa densité, chaque pixel est représenté sur l’image par une certaine valeur dans l’échelle des gris. Les coefficients de densité des différents tissus sont exprimés en unités Hounsfield (UH).

L’éventail varie de - 1 000 à + 1 000, avec le choix d’une valeur de zéro pour l’eau, - 1 000 pour l’air et + 1 000 pour le calcium.

L’oeil humain ne distinguant que 16 niveaux de gris, les 2 000 paliers de densité ne peuvent être vus simultanément sur l’écran.

La fenêtre correspond aux densités qui seront effectivement traduites en niveaux de gris à l’écran.

Deux paramètres modulables définissent la fenêtre utile de densités :

– le niveau (level) : valeur centrale des densités visualisées ;

– la largeur de la fenêtre (window) détermine le nombre de niveaux de densité.

En augmentant la fenêtre, l’image s’enrichit de niveaux de gris mais le contraste diminue entre les structures de l’image.

En diminuant la fenêtre, le contraste augmente.

Constitution d’un scanographe :

A - STATIF :

Il est composé de deux ensembles mobiles et solidaires, le tube et les détecteurs qui vont se déplacer autour du patient.

Plusieurs générations de statifs se sont succédées.

1- Première génération :

La réalisation d’une coupe s’obtenait par un mouvement de translation-rotation : le tube était couplé à un seul détecteur et chaque acquisition était suivie d’une translation le long de la structure étudiée puis d’une rotation d’un degré.

Ce mouvement, répété de nombreuses fois, engendrait un temps de coupe de l’ordre de 4 minutes...

2- Deuxième génération :

L’ensemble tube-détecteurs est toujours animé d’un mouvement de translation-rotation mais le tube est alors couplé à une barrette de sept à 60 détecteurs dans le plan de rotation du tube.

3- Troisième génération :

La quasi-totalité des appareils en service est du type 3e génération.

Le tube et les détecteurs effectuent un mouvement de rotation autour du patient.

Une série de détecteurs (de 500 à 1 000) couvre la largeur du sujet (50 cm pour l’abdomen).

4- Quatrième génération :

Les détecteurs sont fixes et disposés en couronne autour de l’objet à examiner.

Seule la source de rayons X décrit un mouvement de rotation sur un cercle inscrit dans la couronne de détecteurs.

Parmi ces scanners de 4e génération, prend place le scanner à faisceau d’électrons.

La cathode est remplacée par un canon à électrons générant un faisceau qui décrit un arc de cercle autour du patient et vient frapper l’anode représentée par quatre cibles fixes et adjacentes en tungstène décrivant un arc de cercle de 210°.

Il n’y a pas de problème d’échauffement d’anode du fait du déplacement rapide du faisceau d’électrons.

Le système de détection est représenté par une double rangée de plusieurs milliers de détecteurs couvrant également un arc de cercle de 210°.

L’ensemble tube-détecteurs est fixe. Il n’existe donc aucun élément mécanique dans le statif.

Le seul mouvement est celui du faisceau de rayons X.

Le principal atout de cet appareil est sa résolution temporelle élevée liée à la rapidité de déplacement du faisceau d’électrons : le temps de pose est de 50 ms ; dédié à l’exploration cardiaque, il a été confronté à des difficultés de production et il n’existe plus d’installation en France mais il reste commercialisé dans d’autres pays.

5- Rotation continue et acquisition hélicoïdale :

Jusqu’en 1989, seul le mode d’acquisition séquentiel est utilisé. Une coupe est acquise à chaque rotation de 360°, dans un plan de coupe fixe, puis la translation du lit précède une nouvelle acquisition.

Cette procédure est répétée coupe après coupe.

En 1989 apparaît la rotation continue puis l’acquisition spiralée ou hélicoïdale.

La rotation continue en mode séquentiel permet un gain de temps appréciable entre chaque coupe, évitant les délais de freinage puis de redémarrage du statif.

Elle reste utilisée actuellement dans certaines indications.

Mais c’est l’acquisition hélicoïdale qui va ouvrir de nouvelles perspectives en tomodensitométrie.

Le principe repose sur la rotation continue du tube autour du lit associée au déplacement simultané de la table pendant le balayage du faisceau de rayons X.

Le tube décrit autour du patient une figure géométrique à type d’hélice.

Le développement de cette technologie a été rendu possible grâce à des progrès techniques, notamment les contacteurs ou slip ring qui permettent sans câblage le transfert de l’énergie électrique nécessaire à l’alimentation du générateur et du tube pendant leur rotation et la récupération du signal généré par les détecteurs.

Actuellement, la plupart des appareils sont à rotation continue.

La vitesse de rotation sur les scanners les plus récents a été considérablement augmentée, atteignant 360° en 0,4 seconde.

Cette vitesse soumet le tube à une force centrifuge élevée de l’ordre de 13 g.

6- Géométrie :

On distingue les scanners à géométrie courte ou à géométrie longue selon la valeur, fixée par le constructeur, de la distance foyerdétecteurs (110 cm en géométrie longue, 90 cm en géométrie courte).

Il faut plus de milliampères (mA) en géométrie longue qu’en géométrie courte car la dose est inversement proportionnelle au carré de la distance tube-récepteur (ce qui ne signifie pas que la dose délivrée au patient soit supérieure).

La tendance actuelle avec les scanners multicoupe est de diminuer la distance foyer-détecteurs pour limiter les contraintes mécaniques (force centrifuge) liées à la grande vitesse de rotation et préserver une réserve de puissance du tube.

L’entraînement se fait soit par courroie, soit plus récemment par moteur linéaire à champ magnétique, ce qui autorise potentiellement une plus grande vitesse de rotation.

B - CHAÎNE RADIOLOGIQUE :

1- Générateur de rayons X :

Le générateur alimente le tube à rayons X.

Il délivre une haute tension continue (80 à 140 kV) ainsi qu’un milliampérage constant (de 10 à 500 mA).

Il a une puissance totale disponible de 50 à 60 kW.

Il est placé dans le statif (« embarqué »).

2- Tube :

Les tubes doivent être extrêmement performants.

En effet, ils doivent être capables :

– d’absorber de fortes contraintes thermiques d’où la nécessité d’une capacité calorique élevée (exprimée en unités chaleur UC) ;

– d’évacuer la chaleur grâce à une dissipation thermique importante (permettant de réaliser rapidement une deuxième hélice si la première a porté le tube à sa charge thermique maximale).

Ils sont à anode tournante, à double foyer de (0,5 à 1,5 mm) avec émission continue.

Ils doivent en outre supporter les contraintes mécaniques de la force centrifuge des statifs de dernière génération dont la vitesse de rotation est de 360° en 0,4 seconde.

3- Filtration et collimation :

La filtration et la collimation permettent la mise en forme du faisceau de rayons X.

* Filtration :

Elle est obtenue par une lame métallique de faible épaisseur.

Elle permet d’obtenir un spectre de rayonnement étroit et d’approcher le monochromatisme.

Un deuxième filtre « papillon » est fréquemment ajouté, plus épais au centre qu’en périphérie permettant d’adapter le faisceau aux variations d’épaisseur (moindre en périphérie qu’au centre) du volume traversé.

* Collimations primaire et secondaire :

La collimation primaire est située en aval de la filtration.

Elle calibre le faisceau de rayons X en fonction de l’épaisseur de coupe désirée.

Elle limite l’irradiation inutile.

Certains appareils disposent d’une collimation secondaire placée avant le détecteur.

Elle doit être parfaitement alignée avec le foyer et la collimation primaire.

Elle limite le rayonnement diffusé par le patient et intervient parfois dans la détermination de l’épaisseur d’acquisition.

* Collimateurs de champ :

Placés en sortie de tube, ils limitent automatiquement le faisceau de rayons X au champ choisi au lieu d’irradier l’ensemble du volume pour n’utiliser que les données d’absorption du volume résultant du champ choisi.

4- Système de détection :

* Principe :

Les détecteurs transforment les photons X en signal électrique.

On distingue deux types de détecteurs.

+ Chambres d’ionisation au xénon :

Les photons X sont directement transformés en signal électrique.

Leur efficacité (rendement) est faible (60 à 70 % de l’énergie est absorbée).

Elles ne sont plus utilisées actuellement remplacées par les détecteurs solides.

+ Détecteurs solides :

Ils sont utilisés par la plupart des scanners actuels.

Ils sont parfois nommés incorrectement semi-conducteurs.

Les photons X sont absorbés par un scintillateur (céramique) et convertis en photons lumineux, eux-mêmes convertis en signal électrique par une photodiode.

Leur efficacité est excellente.

Ils offrent des temps de réponse rapides et une faible rémanence.

* Architecture des détecteurs :

En scanner monocoupe, la détection est assurée par une couronne de 500 à 900 éléments disposés dans l’axe X sur environ 50° en éventail.

Une seule coupe est acquise par rotation.

L’évolution du système de détection vers le scanner multicoupe est caractérisée par la subdivision de la couronne de détecteurs dans l’axe Z en deux à 34 couronnes formées de détecteurs de nombre et d’épaisseur variables en fonction des solutions technologiques proposées par les constructeurs.

+ Arrangement des détecteurs :

L’arrangement des détecteurs dans l’axe Z varie selon les constructeurs et le nombre de coupes simultanées possibles.

On distingue ainsi trois types de détecteurs :

– symétriques (ou matriciels) : tous les détecteurs ont la même largeur. Ils permettent d’acquérir de 2 à 8 coupes simultanées ;

– asymétriques : la largeur des détecteurs croît au fur et à mesure qu’ils s’écartent de la perpendiculaire à l’axe de rotation.

La collimation secondaire permettra d’obtenir des coupes d’épaisseur nominale identique.

Ils sont limités à 4 coupes simultanées.

L’utilisation de détecteurs périphériques plus larges permettrait de limiter les phénomènes liés à l’effet de cône ;

– hybrides : les détecteurs sont de deux largeurs différentes.

Ils permettent d’obtenir actuellement de 2 à 16 coupes simultanées.

En fonction des options technologiques proposées par les constructeurs, le nombre et la largeur des détecteurs gouvernent :

– l’épaisseur de coupes minimale disponible (0,5 mm) ;

– le nombre de coupes réalisables avec l’épaisseur minimale (2 à 16) ;

– la gamme des épaisseurs de coupe disponibles (de 0,5 à 10 mm) ;

– la hauteur maximale couverte par rotation (de 20 à 32 mm actuellement).

+ Architecture des systèmes en fonction du nombre de coupes :

Systèmes 2 coupes.

C’est la première génération des scanners multicoupes.

Deux couronnes de détecteurs de taille identique dans l’axe Z sont associées, permettant l’acquisition simultanée de deux coupes dont l’épaisseur est fonction de la collimation primaire et secondaire.

Systèmes 4 coupes. Ils comprennent quatre couronnes d’épaisseur variable.

Trois types d’arrangement des détecteurs sont proposés : symétriques, asymétriques et hybrides.

– Détecteurs symétriques : ils sont composés de 16 détecteurs d’1,25 mm de largeur dans l’axe Z (presque 2 fois plus en réalité compte-tenu de l’agrandissement géométrique, 1,25 mm correspondant à l’épaisseur de coupe à l’isocentre).

L’épaisseur de coupe souhaitée est obtenue par l’activation des détecteurs (largeur 1,25 mm) par groupe de un, deux, trois ou quatre détecteurs permettant d’obtenir 4 coupes de 1,25 mm, 2,5 mm, 3,75 mm ou 5 mm.

Seule l’acquisition en coupes de 5 mm utilise l’ensemble des détecteurs dans l’axe z.

– Détecteurs asymétriques : ils sont composés de 8 détecteurs de largeur croissante, de 1 à 5mm, et permettent d’obtenir 2 coupes de 0,5 mm ou 4 coupes de 1 à 5mm; c’est l’ajustement de la collimation secondaire qui fixe l’épaisseur de coupe.

– Détecteur hybride : il est composé de 34 détecteurs, quatre détecteurs centraux de 0,5 mm et 15 détecteurs de 1 mm de part et d’autre réalisant une couronne de 32 mm de largeur.

Comme pour les détecteurs matriciels, c’est l’activation isolée ou par groupes des détecteurs qui permet d’obtenir l’épaisseur de coupe souhaitée.

C’est le seul détecteur permettant d’obtenir 4 coupes infracentimétriques simultanées (0,5 mm). Système 8 coupes.

C’est une extension du système 4 coupes à détecteurs matriciels : l’architecture de la couronne de détection est identique : l’activation des détecteurs permet de réaliser 8 coupes de 1,25 mm (détecteurs centraux) ou 2,5 mm (utilisation de l’ensemble des détecteurs dans l’axe z).

Systèmes 16 coupes. C’est la génération la plus récente des scanners multicoupes.

Ils disposent tous d’un arrangement de type hybride composé de deux types de détecteurs, avec au centre 16 détecteurs fins infracentimétriques (d1 = 0,5, 0,625 ou 0,75 mm selon les constructeurs) et en périphérie deux séries de quatre à 12 détecteurs de taille double (d2 = 1, 1,25 ou 1,5 mm), permettant d’acquérir 16 coupes d’épaisseur nominale d1 ou d2.

Certains systèmes 16 coupes permettent également d’acquérir en mode 2 coupes (activation limitée aux détecteurs centraux), afin de limiter les distorsions liées à l’effet de cône et conserver une résolution spatiale élevée, avec collimation secondaire, offrant une très haute résolution spatiale (2 X 0,5 mm).

À partir de cette architecture 16 coupes, différentes versions sont déclinées par les constructeurs offrant une acquisition intermédiaire entre 4 coupes et 16 coupes.

+ Effet de cône :

Le principal facteur limitant le nombre de coupes simultanées par rotation est l’artefact de cône.

Sur les scanners multicoupes, la projection du faisceau de rayons X représente dans l’axe Z un cône.

Les rangées centrales de détecteurs sont atteintes perpendiculairement à l’axe de rotation, tandis que les rangées les plus externes sont atteintes obliquement par les rayons X.

Cette obliquité dégrade la qualité de l’image en périphérie.

Lorsqu’un détecteur périphérique est activé isolément, la largeur du volume traversé par le faisceau de rayons X devient plus importante que la largeur du détecteur.

Par ailleurs, cette obliquité entraîne une réduction de l’efficacité des détecteurs périphériques, surtout s’ils sont de petite taille et séparés par de nombreux septa, et a justifié pour certains constructeurs le choix de détecteurs asymétriques plus larges en périphérie.

Acquisition et reconstruction de l’image :

A - PARAMÈTRES D’ACQUISITION :

1- Collimation primaire et épaisseur nominale :

Elle est définie par la largeur de collimation du faisceau de rayons X à la sortie du tube.

Elle détermine l’épaisseur nominale de coupe en acquisition monocoupe.

Elle peut varier de 1 à 10mm. En scanner multicoupe, il faut distinguer épaisseur nominale et collimation (épaisseur nominale X nombre de coupes par tour).

La collimation varie en fonction du nombre de détecteurs et des épaisseurs de coupe disponibles.

Les valeurs actuelles de collimation primaire vont de 1 mm pour réaliser 2 coupes de 0,5 mm à 32 mm pour obtenir 4 coupes de 8 mm ou 16 coupes de 2 mm.

2- Kilovoltage et milliampérage :

Les tensions disponibles vont de 80 à 140 kV. L’opérateur choisit également la charge du tube (mA).

Certains systèmes proposent une valeur de mAs (mAs eff) :

mAs eff = mA X trot/pitch.

Le courant délivré par le tube va être modulé en fonction du pitch afin de conserver le rapport signal sur bruit constant quel que soit le pitch choisi.

La modulation du milliampérage s’effectue également en fonction des variations du signal reçu par les détecteurs.

Elle vise à améliorer le compromis entre qualité d’image et irradiation.

3- Temps de rotation :

Depuis plusieurs années, les scanners hélicoïdaux monocoupe permettaient d’atteindre des temps de rotation sur 360° de 0,75 à 0,8 seconde.

Sur les appareils multicoupes plus récents, le temps de rotation est de 0,4 à 0,75 seconde pour 360° et tous les examens peuvent bénéficier de cette vitesse de rotation.

Ce temps de rotation conditionne la résolution temporelle, c’est-à-dire le temps d’acquisition d’une séquence.

Il permet d’obtenir un temps d’acquisition par coupe plus court, de 250 ms par reconstruction partielle et proche de 100 ms par méthode multisectorielle (cf paragraphe résolution temporelle).

La résolution temporelle dans la coupe s’approche de celle de la tomodensitométrie par faisceau d’électron (TFE) qui est de 50 à 100 ms.

Il devient possible avec une synchronisation cardiaque d’accéder à l’imagerie cardiaque.

Il est parfois utile d’augmenter ce temps de rotation jusqu’à 1 seconde par tour afin de bénéficier d’un plus grand nombre de mesures (projections) par rotation et d’améliorer ainsi la qualité de l’image (par exemple pour l’étude de la ceinture scapulaire).

4- Pitch :

Le pitch se définit comme le rapport entre le pas de l’hélice (distance parcourue par la table pendant une rotation de 360° du tube) et la collimation du faisceau de rayons X.

En acquisition monocoupe, la collimation est inférieure à la largeur d’un détecteur et correspond à l’épaisseur nominale de coupe.

Ce n’est plus le cas en acquisition multicoupe, où la collimation correspond à x fois l’épaisseur nominale de coupe ou plus exactement x fois la largeur d’un détecteur.

La valeur du pitch n’est donc plus la même d’un constructeur à l’autre selon que l’on considère pour calculer le pitch l’épaisseur nominale d’acquisition et donc la largeur d’un détecteur (pitch de détection) ou bien la collimation (pitch de collimation), soit 4 fois la largeur de détection pour un scanner 4 coupes.

Prenons un exemple : si l’on choisit 2,5 mm d’épaisseur nominale, soit une largeur de détecteur de 2,5 mm et une collimation de 10 mm, un déplacement de table de 15 mm par tour correspondra à un pitch de détection de 6 (15/2,5) et à un pitch de collimation de 1,5 (15/10) et un déplacement de 7,5 mm par tour correspondra à un pitch de détection de 3 (7,5/2,5) et un pitch de collimation de 0,75 (7,5/10) (chevauchement partiel du faisceau).

Le choix du pitch de collimation rend mieux compte de la géométrie du faisceau autour du patient avec chevauchement d’une rotation à l’autre pour des pitchs inférieurs à 1.

Les constructeurs proposent des pitchs de collimation allant de 0,5 à 2.

L’utilisation de pitchs inférieurs à 1 expose à un chevauchement partiel des hélices et donc à une irradiation supplémentaire théorique mais des dispositifs d’adaptation du milliampérage en fonction du pitch permettent sur certains systèmes de limiter l’irradiation.

5- Longueur d’acquisition :

Elle conditionne la durée et le volume d’exploration.

6- Mode fluoroscopique :

Il permet d’acquérir des images en mode scopique pour les gestes de radiologie interventionnelle à une cadence d’image allant jusqu’à 12 images par seconde.

L’acquisition en mode séquentiel est réalisée à basse dose et chaque image est reconstruite à partir des données acquises pendant une rotation de 60° du tube en matrice 256 ou 512.

Les scanners multicoupes permettent d’acquérir une ou trois images simultanées par rotation.

Sur certaines machines, l’acquisition est interrompue lorsque le tube est au-dessus du patient pour limiter l’irradiation des mains de l’opérateur.

B - TRANSFERT DES DONNÉES :

Le signal analogique est transmis à la console de traitement des données par fibres optiques ou par une technologie type radar.

En acquisition monocoupe, les données sont transférées à un convertisseur analogique-numérique (DAS : data acquisition system).

En acquisition multicoupe, les informations provenant des détecteurs vont alimenter quatre, voire 16 canaux de DAS, le nombre de DAS conditionnant le nombre de coupes par rotation.

C - RECONSTRUCTION DE L’IMAGE :

1- Filtre de reconstruction :

Les profils d’atténuation recueillis par les détecteurs sont convertis par une transformée de Fourier en une gamme de fréquence avant l’étape de rétroprojection. Les spectres fréquentiels subissent également une fonction de filtration.

La sélection des fréquences élevées par des filtres « durs » ou spatiaux privilégie la représentation des limites anatomiques des structures et des détails de l’image mais conserve le bruit de l’image.

À l’inverse, l’élimination des fréquences élevées par des filtres « mous » ou de densité atténue le bruit et la visibilité des contours permettant une meilleure discrimination des structures à faible écart de densité.

Ces filtres optimisent l’image reconstruite selon la structure étudiée. Les filtres « mous » sont adaptés aux structures à faible contraste naturel (parenchymes pleins : foie, cerveau) et les filtres durs aux structures à contraste naturel élevé telles que l’os, le poumon où le rapport contraste sur bruit est très élevé.

2- Algorithmes d’interpolation :

En scanner hélicoïdal, les données brutes (projections numérisées) ne peuvent être utilisées directement (contrairement au mode séquentiel) en raison du déplacement continu du patient durant l’acquisition.

Si l’on reconstruit les images directement à partir des données ainsi recueillies, la qualité des images sera altérée non seulement par des artefacts de mouvement mais également par la prise en compte de données acquises à des niveaux d’anatomie différents.

Il est donc indispensable de calculer des données brutes planes à partir des données volumiques.

Ce calcul est réalisé grâce à des algorithmes d’interpolation.

La projection des données d’une hélice peut être représentée sous forme d’une ligne oblique.

Chaque point de la ligne représente une projection.

Chaque point est indexé à l’axe Oz en raison du déplacement du lit et correspond à un angle de rotation précis.

Si l’on considère un plan de reconstruction à une position précise dans l’axe Oz, un seul point de l’hélice croise le plan de reconstruction : une seule projection est réellement mesurée.

Il faut calculer par interpolation toutes les autres projections du plan de coupe d’angle 0° à 360°.

* En scanner monocoupe :

Les algorithmes d’interpolation sont linéaires et parfois accessibles à l’opérateur qui a le choix entre :

– l’algorithme 360° linéaire : il interpole les données mesurées à deux positions angulaires identiques avant et après la position du plan de reconstruction.

Il utilise donc les données de deux rotations de 360°.

– l’algorithme 180° linéaire : il utilise les données acquises durant une rotation de 360°.

L’interpolation se fait entre les données en projection angulaire opposée considérées comme similaires.

Par exemple les données obtenues à 270 (90° + 180°) sont similaires à celles recueillies à 90°.

L’algorithme 360° favorise la résolution en densité (contraste) grâce à un meilleur rapport signal sur bruit.

L’algorithme 180° qui utilise deux fois moins de données pour reconstruire une coupe dispose d’une moins bonne résolution en densité mais d’une meilleure résolution spatiale puisque l’épaisseur réelle de coupe est inférieure à celle obtenue avec un algorithme 360° et le profil de coupe sera amélioré.

* En scanner multicoupe :

L’acquisition multicoupe entraîne une obliquité du faisceau pour les détecteurs périphériques (diminution de l’angle de projection par rapport à la perpendiculaire) à l’origine de l’effet dit « effet de cône ».

+ Acquisition 4 coupes :

En acquisition 4 coupes, les algorithmes linéaires utilisés en acquisition monocoupe restent applicables en admettant que la divergence du faisceau est faible et peut être négligée, autrement dit en considérant que les quatre faisceaux sont parallèles entre eux et la qualité de la reconstruction n’en est pas altérée.

+ Acquisition 8 et 16 coupes :

L’acquisition 8 et 16 coupes accentue l’effet de cône et l’on ne peut plus ignorer la divergence du faisceau, l’application d’algorithmes linéaires générant des artefacts trop importants qui ont conduit les constructeurs à la mise au point de nouveaux algorithmes 2D ou 3D tenant compte de cet effet de cône.

Algorithmes 2D.

Les algorithmes 2D utilisent un ensemble de projections pour réaliser, par rétroprojection filtrée, une reconstruction 2D dans un plan dont l’orientation se superpose localement à la trajectoire de l’hélice.

– Algorithme ASSR (advanced single-slice rebinning).

L’algorithme ASSR utilise le réarrangement de plans de reconstruction obliques au lieu de plans transverses.

Il est basé sur le principe qu’à tout segment d’une trajectoire hélicoïdale de 180° on peut faire correspondre un demi-cercle contenu dans un plan oblique avec une grande précision.

Les coupes 2D reconstruites effectuent une nutation autour de l’axe longitudinal Z.

Les coupes ainsi reconstruites sont empilées suivant l’axe Z sur toute la longueur de l’objet examiné.

La dernière étape consiste à réaliser une interpolation filtrée entre les différentes coupes pour reconstruire les coupes dans le plan transversal.

Cet algorithme a l’inconvénient de n’utiliser qu’une partie des données et donc de la dose délivrée.

De plus, la qualité de l’image se détériore avec l’augmentation du pitch.

– Algorithme AMPR (adaptative multiple plane reconstruction).

L’algorithme AMPR résout ces inconvénients en autorisant le libre choix du pitch, en faisant une utilisation optimale de la dose délivrée et en assurant une bonne qualité d’image pour toutes les valeurs de pitch.

Cet algorithme reconstruit des plans en double obliquité ce qui permet de suivre la trajectoire hélicoïdale avec une plus grande précision que celle obtenue avec la simple obliquité des plans de l’algorithme ASSR.

Dans ce cas, la presque totalité de la dose est utilisée.

La deuxième étape de la reconstruction est identique à l’algorithme ASSR avec une interpolation des plans obliques dans le plan transverse.

– Algorithme SMPR (segmented multiple plane reconstruction).

Le principe de l’algorithme SMPR est basé sur l’algorithme AMPR mais en réalisant une approximation en double obliquité, non pas en approximant la trajectoire hélicoïdale par un demi-cercle, mais en faisant correspondre des arcs de cercle (40-45°) à de plus petites portions de trajectoire hélicoïdale augmentant ainsi la précision dans la reconstruction qui devient presque parfaite.

La suite de la reconstruction est identique à l’algorithme AMPR. Algorithmes 3D approchés.

La reconstruction tridimensionnelle directe impose l’utilisation de projections bidimensionnelles (2D).

Les données sont reconstruites sur un maillage volumique qui peut être ou ne pas être organisé en coupes parallèles.

– Algorithme de Feldkamp.

Cet algorithme proposé par Feldkamp en 1984 associe une convolution et une rétroprojection incluant une étape critique de pondération des données.

Pour la reconstruction d’une coupe, le principe consiste à utiliser les rangées de détecteurs qui ont mesuré les données provenant des projections ayant traversé ce plan de coupe.

Avant d’être utilisées, les données des différentes rangées de détecteurs doivent être pondérées en fonction de leur position par rapport au plan de coupe à reconstruire.

Cet algorithme n’est utilisable que pour les scanners séquentiels : il a nécessité d’être adapté pour être applicable aux acquisitions hélicoïdales : ce sont les algorithmes TCOT et 3D cone -beam.

– Algorithme TCOT de Toshiba. L’algorithme TCOT développé par Toshiba Corporation est une adaptation de l’algorithme de Feldkamp qui permet de réaliser une rétroprojection 3D à partir d’une acquisition hélicoïdale.

Pour tenir compte de la translation de la table au cours de l’acquisition, les rangées de détecteurs à utiliser sont sélectionnées pour chaque position de tube et les données des rangées adjacentes sont pondérées.

– Algorithme 3D cone-beam.

Développé par Philips, il s’agit également d’une adaptation de l’algorithme de Feldkamp : la correction de l’obliquité est obtenue par pondération des données obliques recueillies par les détecteurs qui sont réorganisées en rangées parallèles entre elles et perpendiculaires au plan de rotation, au sein d’un plan rectangulaire virtuel, avant l’étape de rétroprojection filtrée.

3- Épaisseur de reconstruction :

* En scanner monocoupe :

L’opérateur ne choisit que l’épaisseur nominale de coupe.

L’épaisseur réelle à la reconstruction n’est pas accessible directement à l’opérateur et dépend de la collimation mais également de deux autres facteurs, le pitch et l’algorithme d’interpolation (cf qualité de l’image).

* En scanner multicoupe :

L’épaisseur de reconstruction devient distincte de l’épaisseur nominale (cf qualité d’image et résolution spatiale).

Plusieurs épaisseurs de coupe à la reconstruction sont disponibles à l’opérateur à partir d’une épaisseur nominale donnée par fusion des données obtenues par chaque couronne.

Par exemple, une acquisition avec une collimation 4 X 2,5 mm permet d’obtenir des reconstructions de 3 mm ou de 6 mm d’épaisseur.

En revanche, l’épaisseur de coupe reconstruite ne peut pas être inférieure à l’épaisseur nominale de coupe.

4- Matrice de reconstruction :

La matrice de reconstruction est habituellement une matrice de 512 X 512 pouvant aller sur certaines machines jusqu’à 1024 X 1024 en mode haute résolution.

Elle détermine en fonction du champ de reconstruction (Fov, field of view) la taille du pixel : Taille du pixel (en mm) = champ de reconstruction (en mm)/nombre de lignes ou de colonnes de la matrice.

5- Incrément de reconstruction :

En scanner hélicoïdal, il est possible de reconstruire les images avec une distance intercoupe inférieure à l’épaisseur de coupe, sans augmenter l’irradiation.

Grâce à l’utilisation de coupes chevauchées, une petite structure de taille similaire ou inférieure à l’épaisseur de coupe aura plus de chance d’être centrée au milieu de la coupe et sera mieux étudiée.

Les coupes chevauchées permettent également d’améliorer la résolution spatiale longitudinale et par conséquent de réduire les artefacts en marche d’escalier observés lors des reconstructions multiplanaires.

6- Mode de reconstruction :

Le mode de reconstruction peut être complet ou partiel.

La reconstruction partielle n’utilise qu’une partie des projections acquises lors d’une rotation de 360°.

Cette technique est utilisée en imagerie cardiaque pour diminuer la résolution temporelle dans la coupe ainsi qu’en mode fluoroscopique.

7- Post-traitement :

En complément des reconstructions axiales natives, les techniques de reconstruction tridimensionnelles se sont développées avec les progrès de l’acquisition hélicoïdale.

Qualité de l’image :

Les principaux facteurs de qualité de l’image en scanner sont la résolution spatiale, la résolution en contraste et la résolution temporelle.

Certains artefacts peuvent dégrader la qualité de l’image.

La qualité de l’image est indissociable de la dose délivrée donc de l’irradiation.

A - RÉSOLUTION EN CONTRASTE :

La résolution en contraste ou en densité est la possibilité de différencier des structures à faibles différences de densité comme par exemple dans le tissu cérébral, la substance blanche et la substance grise.

Elle dépend du rapport signal sur bruit et du rapport contraste sur bruit.

Les facteurs qui influencent le rapport signal sur bruit sont le filtre de reconstruction (cf filtre de reconstruction), le flux photonique, l’algorithme d’interpolation et le pitch (en scanner multicoupe).

1- Flux photonique :

* Scanner monocoupe :

Le bruit est inversement proportionnel à la racine carrée du nombre de photons.

Le flux photonique est sous la dépendance de plusieurs facteurs : la tension appliquée au tube, l’intensité du courant (mA), le temps d’acquisition et la collimation.

Les modifications de la tension appliquée au tube induisent des modifications de l’énergie des photons. L’influence sur le rapport signal/bruit est importante.

Le nombre de photons X délivrés est directement dépendant de la collimation, de l’intensité du courant (mA) et du temps d’acquisition.

Le bruit est donc lié à ces paramètres par la même relation que le flux photonique.

Par exemple, la diminution lors de l’acquisition de l’épaisseur de coupe ou des mA ou du temps d’acquisition par 2 multiplie le bruit par racine carrée de 2, soit environ 1,4.

* Scanner multicoupe :

L’épaisseur de reconstruction est indépendante de la collimation.

L’augmentation du bruit lié au choix d’une collimation fine pour approcher l’isotropie est compensée par le choix possible d’une épaisseur de reconstruction plus élevée qui va améliorer le rapport signal sur bruit.

2- Algorithmes d’interpolation :

Le choix de l’algorithme d’interpolation peut être accessible à l’opérateur en scanner monocoupe et influence le rapport signal sur bruit.

Le mode 360° linéaire utilise les projections acquises durant deux spirales (720° de rotation) pour les moyenner sur 360°.

Le mode 180 linéaire n’utilise que les projections acquises durant une rotation de 360°.

L’algorithme 360° linéaire augmente le rapport signal sur bruit de racine carrée de 2, soit environ 1,4 par rapport à l’algorithme 180° linéaire.

En scanner multicoupe, les algorithmes ne sont pas accessibles à l’opérateur.

3- Pitch et rapport signal sur bruit :

* Scanner monocoupe :

En acquisition monocoupe hélicoïdale, le rapport signal sur bruit reste constant quel que soit le pitch car le nombre de données pour reconstruire une coupe est indépendant du pitch.

Le pitch n’intervient qu’indirectement par le choix de l’algorithme.

Un pitch supérieur à 1 impose l’utilisation d’un algorithme de 180° en raison de la trop grande dégradation du profil de coupe avec l’algorithme 360° (cf résolution spatiale longitudinale).

* Scanner multicoupe :

En acquisition multicoupe, si la distance d’interpolation reste inchangée quel que soit le pitch, le nombre de données pour reconstruire la coupe diminue quand le pitch augmente.

À mA constants, l’augmentation du pitch diminue le rapport signal sur bruit, la diminution du pitch l’améliore.

Certains constructeurs proposent une modulation des mA en fonction du pitch afin de travailler à bruit constant quel que soit le pitch P choisi à partir d’une valeur de mAs choisie par l’opérateur (mA = eff.mAsx1/trot X P).

L’utilisation de pitchs inférieurs à 1 ne majore pas l’irradiation et l’utilisation de pitchs supérieurs à 1 n’altère pas le rapport signal sur bruit.

Cette modulation n’est pas appliquée dans les acquisitions cardiaques.

B - RÉSOLUTION SPATIALE :

1- Résolution spatiale dans le plan de coupe :

Elle dépend de la taille du pixel, de la matrice de reconstruction qui est fonction du champ de vue et du nombre de lignes et de colonnes de la matrice (le plus souvent 5122).

Elle dépend également du filtre de reconstruction choisi.

Elle est identique en scanner hélicoïdal à celle obtenue en scanner séquentiel.

L’utilisation sur certaines machines d’un foyer flottant (décalage du foyer d’une distance égale au quart de la largeur d’un détecteur) permet de doubler le nombre de mesures reçues par les détecteurs et d’améliorer la résolution spatiale axiale.

Elle peut atteindre jusqu’à 20 à 25 pl/cm (à 2 % de contraste de la fonction de transfert de modulation).

2- Résolution spatiale longitudinale :

Elle dépend de la taille du voxel dans l’axe longitudinal Oz et correspond à l’épaisseur effective ou réelle de coupe.

L’utilisation de pitchs inférieurs à 1 et d’un incrément de reconstruction également inférieur à 1 permet d’obtenir une résolution dans l’axe Z inférieure à l’épaisseur de coupe : une acquisition en 4 X 1 mm avec pitch inférieur à 1 et incrément de 0,6 mm permet d’obtenir une résolution axiale d’environ 0,8 mm.

La réduction de l’incrément ne permet d’améliorer la résolution que jusqu’à une certaine limite qui ne va pas au-delà de 50 % de l’épaisseur nominale.

* Définition de l’épaisseur effective :

L’épaisseur effective ou épaisseur réelle de la coupe est difficile à calculer.

Elle peut être évaluée à partir du profil de coupe qui représente la distribution sur l’axe Z du rayonnement reçu par les détecteurs.

+ Profil de coupe en scanner séquentiel :

Le profil de coupe a une forme presque rectangulaire, c’est-à-dire que l’épaisseur réelle de coupe est quasiment identique à l’épaisseur nominale choisie par l’opérateur.

+ Profil de coupe en scanner hélicoïdal :

Le profil de coupe prend l’allure d’une courbe de Gauss.

L’épaisseur effective augmente par rapport à l’épaisseur nominale.

La valeur exacte de l’épaisseur effective ne peut être qu’approchée : on utilise le plus souvent sa largeur à mi-hauteur, FWHM (full width at half maximum).

* Facteurs modifiant l’épaisseur effective :

L’épaisseur effective dépend de la collimation mais également de deux autres facteurs, le pitch et l’algorithme d’interpolation.

L’effet de ces paramètres est différent en scanner monocoupe ou multicoupe.

+ Scanner monocoupe :

Influence du pitch.

Plus le déplacement de la table est important par rotation de 360° (plus le pitch augmente), plus la distance d’interpolation des données augmente et plus l’épaisseur de coupe effective augmente.

Influence de l’algorithme d’interpolation.

La distance d’interpolation est double en mode 360° linéaire par rapport au mode 180° linéaire.

L’épaisseur réelle de coupe est donc plus importante avec un algorithme 360° que pour un algorithme de 180°.

L’algorithme 360° n’est donc pas utilisé au-delà d’une valeur de pitch de 1.

Si l’on considère l’augmentation en valeur absolue de l’épaisseur effective de coupe, on constate que pour des épaisseurs de coupes élevées, la majoration est significative (et en conséquence la dégradation de la résolution spatiale) mais qu’elle devient tout à fait tolérable si l’on choisit des coupes fines.

L’utilisation de pitchs élevés n’est licite qu’avec une faible épaisseur nominale.

+ Scanner multicoupe :

L’application d’algorithmes non linéaires permet d’obtenir un profil de coupe et donc une épaisseur effective minimale qui reste constante quel que soit le pitch choisi jusqu’à une valeur de pitch de 2.

* Avantages et inconvénients d’une résolution spatiale longitudinale élevée :

Le scanner multicoupe permet d’acquérir un volume important avec des coupes millimétriques ou submillimétriques.

Les reconstructions 2D planes ou curvilignes et 3D surfacique, MIP (projection d’intensité maximale), rendu de volume (VRT) sont d’excellente qualité.

Il devient possible d’approcher l’isotropie, c’est-à-dire un voxel de taille identique dans ses trois dimensions.

Il faut noter que pour atteindre l’isotropie, il ne suffit pas de diminuer l’épaisseur de coupe c.

La taille du champ de vue conditionne les dimensions a et b du pixel dans le plan de coupe.

Cette isotropie peut être approchée en acquisition 4 coupes sur des petits champs d’acquisition.

Elle devient possible à grand champ avec l’acquisition 16 coupes : en exploration abdominale, la résolution dans le plan (a X b) est d’environ 0,5 mm avec un filtre standard.

Avec l’utilisation d’une épaisseur d’acquisition submillimétrique (0,75 mm) et d’un incrément de reconstruction d’environ 50 %, la résolution spatiale longitudinale c obtenue est de 0,6 mm.

L’analyse du volume sera de qualité identique dans tous les plans de reconstruction.

L’inconvénient théorique des coupes millimétriques ou submillimétriques est une augmentation potentielle du bruit.

Chaque fois que l’épaisseur de coupe est divisée par 2, le bruit est multiplié par 1,4.

L’épaisseur variable à la reconstruction compensera cet inconvénient.

* Épaisseur de coupe variable :

Contrairement à l’acquisition monocoupe où l’épaisseur à la reconstruction est dépendante des paramètres d’acquisition, l’acquisition multicoupe offre à l’opérateur le choix de l’épaisseur à la reconstruction (épaisseur variable), ce qui présente plusieurs avantages :

– la reconstruction initiale en coupes dites « natives » à l’épaisseur minimale est nécessaire pour garantir des reconstructions secondaires multiplanaires de qualité optimale ;

– ces reconstructions secondaires peuvent se faire à épaisseur plus importante que la reconstruction native pour améliorer le rapport signal sur bruit et donc la résolution en densité sans augmenter l’irradiation ;

– en somme, si la reconstruction des coupes natives reste nécessaire, leur interprétation est de plus en plus remplacée par l’interprétation des reconstructions multiplanaires ;

– une reconstruction dans un plan donné peut être réalisée à différentes épaisseurs notamment en exploration ostéoarticulaire : des reconstructions fines avec filtre dur privilégieront la résolution spatiale et l’étude de l’os et des reconstructions plus épaisses avec filtre mou assureront une bonne résolution en contraste et amélioreront l’analyse des parties molles.

L’acquisition en coupes fines permet donc d’approcher l’isotropie et la reconstruction à épaisseur variable permet d’obtenir un bon compromis dose/qualité d’image.

C - RÉSOLUTION TEMPORELLE :

Il faut distinguer la résolution temporelle dans l’axe Z et dans le plan de coupe.

1- Dans l’axe Z :

Avec un scanner monocoupe, la résolution temporelle dépend du pitch choisi.

Il faut trouver le bon compromis entre résolution temporelle, résolution spatiale et résolution en densité.

L’augmentation du pitch privilégie la résolution temporelle.

À condition d’utiliser des coupes fines, le compromis qualité/rapidité est acceptable dans les explorations en apnée et avec injection de contraste.

Le scanner multicoupe a permis une amélioration considérable de la résolution temporelle permettant un gain d’acquisition allant jusqu’à un facteur 28 par rapport au scanner monocoupe pour un même volume exploré.

Il devient possible de réaliser des coupes fines avec un pitch faible, sur un volume important, en un temps très court.

Ces gains de temps substantiels sont surtout utiles pour limiter les artefacts d’exploration des organes mobiles (coeur), augmenter les possibilités d’exploration en apnée (thorax et abdomen), et permettre l’exploration de grands volumes (exploration vasculaire).

2- Dans le plan de coupe :

Une résolution temporelle élevée dans le plan de coupe va permettre au scanner multicoupe de supplanter le scanner à faisceau d’électrons dans l’exploration cardiaque.

Cette amélioration de la résolution temporelle est multifactorielle.

* Augmentation de la vitesse de rotation :

L’amélioration de cette résolution temporelle est liée en premier lieu à l’augmentation de la vitesse de rotation du statif atteignant 360° en 0,4 seconde.

* Synchronisation prospective à l’électrocardiogramme (ECG) :

La synchronisation à l’ECG consiste à effectuer une acquisition avec enregistrement simultané du signal ECG.

L’acquisition en mode séquentiel est déclenchée en fonction de l’onde R pour acquérir les données en diastole : la technique de reconstruction partielle permet de reconstruire l’image à partir des données acquises pendant la diastole : la résolution temporelle est d’environ 250 ms.

* Synchronisation rétrospective à l’ECG :

L’acquisition est hélicoïdale et toujours couplée à l’enregistrement ECG.

Mais lors de la reconstruction, les données brutes sont triées en fonction de l’ECG pour ne conserver que les données acquises pendant la diastole.

De même qu’en technique de synchronisation prospective, l’onde R définit le point de départ utilisé pour la reconstruction de l’image.

La résolution temporelle peut encore être améliorée jusqu’à trot/2M par l’utilisation des données acquises lors de M cycles cardiaques consécutifs (méthode multisectorielle).

Le pitch doit être adapté à la fréquence cardiaque pour que chaque position z du coeur soit captée par une coupe tout au long des M cycles cardiaques.

Enfin, on peut également moduler le nombre de cycles utilisés pour la reconstruction en fonction de la fréquence du patient : un cycle en cas de fréquence basse jusqu’à quatre cycles pour les fréquences élevées permettant de réduire la fréquence temporelle jusqu’à 60 ms.

D - ARTEFACTS :

Ils résultent d’une discordance entre les valeurs de densité de l’image reconstruite et les valeurs réelles d’atténuation.

Les artefacts de volume partiel sont limités par le chevauchement des coupes et surtout par la diminution de l’épaisseur nominale.

Les artefacts de mouvement sont atténués avec les scanners actuels qui offrent des temps d’acquisition courts.

Les artefacts de sous-échantillonnage sont dus à une insuffisance de mesures. Ils se traduisent par des lignes fines au sein de l’image.

Pour les corriger, il faut augmenter le nombre de mesures en diminuant la vitesse de rotation ou en scanner multicoupe en diminuant le pitch.

Les artefacts de durcissement du faisceau, rencontrés notamment lors de la traversée de structures très denses (fosse postérieure) sont réduits avec la diminution de l’épaisseur de coupe à l’acquisition compensée par une épaisseur majorée à la reconstruction.

Les artefacts d’hélice sont propres au mode hélicoïdal mais sont moins importants en acquisition multicoupe qu’en monocoupe.

Ils résultent de la nécessité de réaliser une interpolation des données.

Ils se traduisent par une distorsion de l’image et des anomalies de densité linéaires ou en bandes particulièrement visibles aux interfaces des structures à forte différence de densité et prédominent en périphérie des coupes reconstruites.

Les artefacts d’hélice se manifestent aussi sur les reconstructions multiplanaires dans l’axe Z (reconstructions coronales).

Pour les réduire, il faut commencer par réduire l’incrément de reconstruction puis la collimation et à défaut réduire le pitch.

Les artefacts d’obliquité du faisceau augmentent avec le nombre de coupes par rotation.

Ils ont été réduits par la mise au point d’algorithmes d’interpolation planaires.

Enfin, les artefacts liés à la présence de structures métalliques sont pratiquement éliminés sur les machines les plus récentes grâce au développement d’algorithmes spécifiques.

Que pensez-vous de cet article ?

  Envoyer par mail Envoyer cette page à un ami  Imprimer Imprimer cette page

Nombre d'affichage de la page 5228







loading...
loading...

Copyright 2017 © Medix.free.fr - Encyclopédie médicale Medix