Tomodensitométrie principes, formation de l’image

1. Tomodensitométrie :
principes, formation de l’image
B Boyer
E Le Marec
A Ait-Ameur
L Hauret
AM Dion
C Aterii-Tehau
Résumé. – La tomodensitométrie a bénéficié, depuis sa mise au point en 1971, de nombreuses améliorations
parmi lesquelles deux évolutions technologiques majeures : l’acquisition hélicoïdale en 1989 puis
l’acquisition multicoupe en 1998. Après un rappel sur le principe de formation de l’image en scanographie, les
différents éléments constitutifs de la chaîne d’acquisition de l’image sont décrits en insistant sur le système de
détection qui est en constante évolution.
Puis sont abordés les paramètres d’acquisition et de reconstruction de l’image en soulignant les différences
entre acquisition monocoupe et multicoupe. Enfin, l’analyse des paramètres gouvernant la qualité d’image
permet de démontrer les progrès importants obtenus notamment en termes de résolution spatiale et
temporelle.
© 2003 Elsevier SAS. Tous droits réservés.
Mots-clés : Scanner, scanner multicoupe, paramètres d’acquisition, reconstruction, qualité de l’image.
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 : 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.
Les applications cliniques et les perspectives d’avenir seront
abordées dans un autre chapitre de l’Encyclopédie Médico-
Chirurgicale consacré au scanner volumique.
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 [2])
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 [11]. 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.
Bruno Boyer : Professeur agrégé du Val-de-Grâce, chef de service.
Éric Le Marec : Professeur agrégé du Val-de-Grâce.
Amir Ait-Ameur : Radiologiste des hôpitaux des Armées.
Laurent Hauret : Radiologiste des hôpitaux des Armées.
Anne-Marie Dion : Assistant des hôpitaux des Armées.
C Aterii-Tehau : Assistant des hôpitaux des Armées, service d’imagerie médicale de l’hôpital du Val-de-grâce.
Service d’imagerie médicale, hôpital Bégin, 69, avenue de Paris, 94163 Saint-Mandé cedex, France.
Encyclopédie Médico-Chirurgicale 35-170-A-10
35-170-A-10
Toute référence à cet article doit porter la mention : Boyer B, Le Marec E, Ait-Ameur A, Hauret L, Dion AM et Aterii-Tehau C. Tomodensitométrie : principes, formation de l’image. Encycl Méd Chir (Elsevier SAS, Paris, tous droits
réservés), Radiodiagnostic – Principes et techniques d’imagerie, 35-170-A-10, 2003, 16 p.

2. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
2 coupes/rot 6 coupes/rot
– 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 (fig 1) 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 (fig 2). 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.
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
(fig 3).
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.
PROJECTIONS
Le détecteur transforme les photons X en signal électrique (fig 4). Ce
signal est directement proportionnel à l’intensité du faisceau de
rayons X.
Détecteur
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) (fig 5).
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.
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
88 89 90 91 92 94 95 96 97 98 99 00 01 02
Acquisition
hélicoïdale
< 1 s. 4 coupes/rot
0,5 s.
16 coupes/rot
1 Chronologie des avancées technologiques en scanner hélicoïdal.
Détecteurs
Tube RX
2 Le tube et les détecteurs
tournent autour du patient.
De multiples mesures d’at-ténuations
sont effectuées
selon différents angles de ro-tation
du tube.
Faisceau
RX
Détecteur
m2
m1
m3
m = m1- m2 + m3 +...
3 L’atténuation mesurée
par un détecteur dépend de
toutes les structures traver-sées
et la valeur de μ est une
valeur moyenne.
Faisceau RX
Signal électrique
proportionnel à l'intensité
du faisceau RX
4 Le détecteur transforme le faisceau de
rayons X en signal électrique.
2

3. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
Projection B Projection A
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 (fig 6) :
– 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
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 [16].
¦ 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...
¦ 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.
¦ 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).
¦ 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 (fig 7, 8). 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 [17, 22], 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.
¦ 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
Tube RX
Signal
Détecteurs
Détecteurs
5 Principe de mesure. À chaque rotation, de multiples profils d’atténuation sont ob-tenus
selon différents angles de rotation.
UH
+ 1 000
+ 100
0
-100
- 1 000
Niveau 50 UH
Substance grise 35-40 UH
Substance blanche 25-30 UH
LCR : 0 UH
Largeur de
fenêtre 120 UH
6 Exemple de niveau et de largeur de fenêtre pour l’étude du parenchyme cérébral.
Détecteurs
électrons
Canon à électrons
RX
Cible
7 Scanner à faisceau à électrons : les rayons X sont générés par le faisceau à électrons
balayant la cible.
3

4. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
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 (fig 9). Le développement de cette technologie a été rendu
possible grâce à des progrès techniques, notamment les contacteurs
ou slip ring (fig 10) 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 [14].
¦ Géométrie
On distingue les scanners à géométrie courte ou à géométrie longue
selon la valeur, fixée par le constructeur, de la distance foyer-détecteurs
(110 cm en géométrie longue, 90 cm en géométrie courte)
(fig 11).
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.
CHAÎNE RADIOLOGIQUE
¦ 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 »).
¦ 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).
Cible
Faisceau
RX
Détecteurs 8 Scanner à faisceau à
électrons (vue orthogo-nale)
: balayage de la cou-ronne
de détecteurs par le
faisceau à électrons.
Hélice décrite par la rotation du
tube et des détecteurs autour
du lit en déplacement
9 Principe de l’acquisition hélicoïdale.
Transfert de la
tension au générateur
Recueil du signal
des détecteurs
10 Principes des slip
rings [11].
Géométrie longue : 110 cm
Géométrie courte : 90 cm
Foyer
Détecteurs
Distance foyer-détecteurs et foyer-isocentre
11 Distance foyer-détecteurs courte ou longue.
4

5. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
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.
¦ 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 (fig 12). 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.
¦ 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
Photodiode
Monocoupe
1 détecteur
dans l'axe Z
Monocoupe
N détecteurs
absorbés par un scintillateur (céramique) et convertis en photons
lumineux, eux-mêmes convertis en signal électrique par une
photodiode (fig 13). 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
(fig 14) 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 (fig 15).
On distingue ainsi trois types de détecteurs [4, 8, 10, 21] :
– 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
primaire
Collimation
secondaire
Tube RX
Détecteurs
12 Collimation primaire
et secondaire.
Tube RX
Détecteurs
Lumière
Signal électrique
13 Principe du détecteur solide.
Y
X
O Z
14 Comparaison du système de détection en scanner monocoupe et multicoupe. L’axe
Oz est l’axe du patient.
5

6. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
Détecteurs symétriques
1 1,5 2,5 5
Détecteurs asymétriques
20 mm
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 (fig 16).
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 [20] :
– 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)
(fig 17) ;
Collimation
secondaire 2 x 0,5 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 [13]). 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 (fig 18). 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 (fig 19).
1,25 1,25
5 2,5 1,5 1
1 1
Détecteurs hybrides
32 mm
Z
Z
15 Les trois types de couronnes de détecteurs des scanners multicoupe.
16 Élément de détecteur hybride en
scanner 16 coupes. C’est l’assemblage des
éléments dans l’axe X qui constituera la
couronne de détecteurs.
Foyer
4 coupes de 5 mm
Détecteurs symétriques
association de 4 détecteurs
de 1,25 mm
Détecteurs asymétriques
1 détecteur de 5 mm et
association de 3 détecteurs
2,5 - 1,5 - 1 mm
17 Coupe de 5 mm par combinaison de détecteurs : comparaison de systèmes symé-triques
et asymétriques.
Coupe de 5 mm : combinaison
de 4 détecteurs de 1,25 mm
Coupe de 2,5 mm : combinaison
de 2 détecteurs de 1,25 mm
Foyer
Coupes
Détecteurs
18 Détecteurs symétriques : combinaison de détecteurs en fonction de l’épaisseur de
coupe désirée.
1 1
2,5 2,5
5
Détecteurs asymétriques
5
4 x 1 mm
4 x 2,5 mm
4 x 5 mm
19 Détecteurs asymétriques : combinaison de détecteurs et ajustement de la collima-tion
secondaire en fonction de l’épaisseur de coupe désirée.
6

7. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
– 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) (fig 20), 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 ´ 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 [3]. 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 (fig 21).
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 (fig 22), et a
justifié pour certains constructeurs le choix de détecteurs
asymétriques plus larges en périphérie.
Acquisition et reconstruction
de l’image
PARAMÈTRES D’ACQUISITION
¦ 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 ´ nombre de coupes par tour). La
4 x 1,5 16 x 0,75 4 x 1,5
16 x 0,75 mm
16 x 1,5 mm
Z
Détecteurs hybrides
20 Exemple de système 16 coupes de type hybride permettant d’acquérir 16 coupes
de 0,75 ou 1,5 mm.
Épaisseur
de coupe B
Épaisseur
de coupe A
Épaisseur
patient
Foyer
Largeur du
volume B
Largeur du
volume A
Détecteurs dans l'axe Oz
21 Effet de cône. Si un détecteur périphérique est utilisé isolément, la largeur du vo-lume
A traversé par le faisceau de rayons X est supérieure à l’épaisseur de coupe A. Si
plusieurs détecteurs sont associés ou que le détecteur périphérique est plus large, la lar-geur
du volume traversé B est proche de l’épaisseur de coupe B. Notez que pour la dé-monstration,
les proportions réelles ne sont pas respectées [12].
RX
Septum
Largeur d'un détecteur
Détecteurs
Espace mort
22 Conséquence de l’obliquité du faisceau sur la réception des détecteurs les plus pé-riphériques.
7

8. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
Angle de projection
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.
¦ 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
´ 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 (cf chapitre
irradiation et scanner).
¦ 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).
¦ 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
(fig 23).
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 [10, 15]. 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
Angle de projection
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) (fig 24) 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) (fig 25).
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 (cf. chapitre de l’Encyclopédie Médico-Chirurgicale sur
irradiation et scanner).
¦ Longueur d’acquisition
Elle conditionne la durée et le volume d’exploration.
¦ 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 (fig 26) 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 (fig 27).
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).
Colimation
Déplacement lit
Z
180°
90°
23 Scanner monocoupe : pitch de 1,5.
Collimation Détecteur
Déplacement lit
Z
180°
90°
4 x 2,5 mm
15 mm/tour
24 Scanner multicoupe (4 coupes simultanées) pitch de détection de 6 et pitch de col-limation
de 1,5.
Collimation Détecteur
Déplacement lit
Angle de projection
Z
180°
90°
4 x 2,5 mm
7,5 mm/tour
25 Scanner multicoupe (4 coupes simultanées) pitch de détection de 3 et pitch de col-limation
de 0,75. Chevauchement partiel du faisceau d’une rotation à l’autre.
8

9. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
En acquisition multicoupe, les informations provenant des
détecteurs vont alimenter quatre, voire 16 canaux de DAS [14], le
nombre de DAS conditionnant le nombre de coupes par rotation.
RECONSTRUCTION DE L’IMAGE
¦ Paramètres de reconstruction
Ils sont présentés sur le tableau I.
¦ 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.
¦ 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 (fig 28). 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° (fig 29).
– 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° (fig 29).
L’algorithme 360° favorise la résolution en densité (contraste) grâce
à un meilleur rapport signal sur bruit. L’algorithme 180° qui utilise
RX
60°
1e image
120°
180°
2e image 3e image
26 Principe de la fluoroscopie (six images par rotation, soit 12 images par seconde) :
chaque image est reconstruite à partir des données acquises pendant une rotation du
tube de 60°.
27 Interruption des rayons
X au-dessus des mains de
l’opérateur.
Tableau I. – Paramètres de reconstruction.
Paramètres Caractéristiques
Filtration - Filtre dur (sélectionnant les fréquences spatiales éle-vées)
: privilégie la résolution spatiale (région à haut
contraste naturel : os, poumon)
- Filtre mou (fréquences basses) : privilégie la résolu-tion
en densité (parenchymes mous)
- Filtre standard : compromis
Algorithmes - Linéaires (180° ou 360°) en scanner monocoupe
- Non accessibles en scanner multicoupe
Épaisseur de coupe - Toujours supérieure à l’épaisseur nominale choisie
- Fonction de l’épaisseur nominale et du pitch en
scanner monocoupe
- Modulable en scanner multicoupe
Incrément de reconstruction - Distance intercoupe inférieure, égale ou supérieure
à l’épaisseur nominale d’acquisition
- Réduit les phénomènes de volume partiel et cer-tains
artefacts
Mode de reconstruction - Complet (360°) ou partiel (acquisition cardiaque ou
fluoroscopie)
Matrice de reconstruction - 512 ´ 512 en routine
- 2562 (fluoroscopie) à1 0242 sur certaines machines
(haute résolution)
Champ de reconstruction - Conditionnne avec la matrice de reconstruction et
la filtration la résolution spatiale axiale
Post-traitement - Reconstructions multiplanaires (MPR)
- Projections MIP et MPVR
- Rendu de volume (VRT)
- Endoscopie virtuelle
Plan de
reconstruction
Monocoupe
Axe Oz
Hélice 1 Hélice 2
Angle de projection en degrés
360
270
180
90
0
0 1 2
28 Projection des don-nées
d’une hélice en scanner
hélicoïdal monocoupe.
9

10. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
180Lin
360Lin
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 (fig 30) 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 [7].
· 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 [18].
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) [7] (fig 31A).
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) [7].
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 (fig 31B).
– 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 [9].
– 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 [9]. 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.
¦ 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).
Plan de
reconstruction
Monocoupe
Angle de projection en degrés
360
270
180
90
0
0 1 2
29 Algorithmes de re-construction
linéaires 180
et 360° en scanner mono-coupe.
Plan de
reconstruction
Multicoupes : 3 points d'interpolation
Z
1e hélice
2e hélice
Angle de projection en degrés
360
270
180
90
0
1 2 3 5 4 6 7 8
30 Algorithme linéaire en scanner multicoupe.
10

11. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
Z Z
Z Z
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 ´ 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.
¦ Matrice de reconstruction
La matrice de reconstruction est habituellement une matrice de 512
´ 512 pouvant aller sur certaines machines jusqu’à 1024 ´ 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.
¦ 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 (fig 32).
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
(fig 33).
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.
20
10
0
-10
-20
1000
500 1000 500
0 0
-500 -500
-1000 -1000
20
15
10
5
0
-5
-10
-15
-20
20
10
0
-10
-20
1000
1000
1000
-1000
500
500
500
0
0
-500 -500
-1000 -1000
20
15
10
5
0
-5
-10
-15
-20
-600 -400 -200 0 200 400 600
31 A. Exemple d’algorithme 2D. Première étape : plan de reconstruction intermédiaire
oblique le long du trajet de l’hélice à partir des données acquises pendant 240° [7].
*A
*B
B. Deuxième étape : reconstruction dans le plan axial traditionnel par interpolation des
données des deux plans obliques [7].
Épaisseur de coupe = 5 mm
Incrément = 5 mm
4 coupes reconstruites
Incrément = 2,5 mm
8 coupes reconstruites
32 Influence de l’incrément de reconstruction.
11

12. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
Résolution spatiale longitudinale
Qualité de l'image
¦ 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.
¦ Post-traitement
En complément des reconstructions axiales natives, les techniques
de reconstruction tridimensionnelles se sont développées avec les
progrès de l’acquisition hélicoïdale. Leur principe et leurs
applications seront abordés dans le chapitre de l’Encyclopédie
Médico-Chirurgicale consacré aux applications du scanner
volumique.
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
(fig 34). La qualité de l’image est indissociable de la dose délivrée
donc de l’irradiation.
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 (fig 35).
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).
¦ 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
Contraste
bruit a = 1
à mA
bruit a = 1
à temps acquisition
bruit a = 1
à collimation
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 (tableau II).
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 (fig 36). 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.
Épaisseur de coupe = 5 mm
Nodule
Incrément = 5 mm
Volume partiel
Incrément = 2,5 mm
33 Intérêt des coupes chevauchées.
Résolution en contraste
Résolution temporelle Artefacts
34 Facteurs de qualité de l’image en tomodensitométrie.
SUBSTANCE
GRISE
SUBSTANCE
BLANCHE
Bruit
SUBSTANCE
GRISE
SUBSTANCE
BLANCHE
Bruit
35 Rapport contraste sur bruit.
Tableau II. – Influence de la tension sur le bruit relatif.
Nombre relatif de photons Bruit relatif
140 kV 250 63
120 kV 100 100
80 kV 40 142
Bruit
Nombre de photrons
36 Facteurs de variation
du nombre de photons.
12

13. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
180°
180°
¦ 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.
¦ 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 (fig 37). 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 (fig 38, 39).
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
´ 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.
RÉSOLUTION SPATIALE
¦ 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) [7].
¦ 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 ´ 1 mm avec
pitch inférieur à 1 et incrément de 0,6 mm permet d’obtenir une
résolution axiale d’environ 0,8 mm [7]. 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.
Angle de
projection Plan de
reconstruction
360
270
180
90
0
0 1 2 3
2 points
Z
Pitch 1
Angle de
projection Plan de
reconstruction
360
270
180
90
0
0 1 2 3
2 points
Z
Pitch 2
37 Scanner monocoupe : le nombre de données pour re-construire
une coupe et donc le rapport signal sur bruit est
indépendant de la valeur du pitch.
Plan de
reconstruction
Pitch < 1 : 3 points d'interpolation
Z
1e hélice
2e hélice
Angle de projection en degrés
360
270
180
90
0
1 2 3 5 4 6 7 8
38 Algorithmes de reconstruction pitch < 1.
Plan de
reconstruction
Pitch < 1 : 2 points d'interpolation
Z
1e hélice
2e hélice
Angle de projection en degrés
360
270
180
90
0
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9
39 Algorithmes de reconstruction pitch > 1.
13

14. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
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 (fig 40), 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 (fig 41).
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
(tableau III).
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° (tableau III). 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 (tableau III).
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 [7] (fig 42).
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 ´ 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 [7]. 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 (fig 43). 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 :
Hauteur
du profil
de coupe
100 %
50 %
Séquentiel
Mi-hauteur
(FWHM)
Hélicoïdal
Z
40 Profil de coupe en ac-quisition
séquentielle et hé-licoïdale.
Z
Pitch 1
Pitch 1,5
Pitch 2
41 Influence du pitch sur
le profil de coupe.
Tableau III. – Influence du pitch et de l’algorithme d’interpolation sur
l’épaisseur de coupe effective.
Épaisseur
nominale en mm Épaisseur effective en mm
Monocoupe Multicoupe
Pitch 1 Pitch 2 Pitch £ 2
180° 360° 180° 360° variés
2,5 2,5 3,2 3,3 5,4 3
5 5 6,3 6,5 10,8 6
a
c
b
42 Voxel isotropique : a = b = c. La taille
du pixel (a, b) égale l’épaisseur de coupe c.
14

15. Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10
*A *B
44 Reconstruction à épaisseur variable.
A. Reconstruction sagittale d’1 mm d’épaisseur en filtre dur (fenêtres osseuses)
privilégiant la résolution spatiale.
B. Reconstruction de 3 mmd’épaisseur en filtre mou (fenêtres parties molles) pri-vilégiant
la résolution en densité.
– 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 [2] ;
– 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 (fig 44).
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.
RÉSOLUTION TEMPORELLE
Il faut distinguer la résolution temporelle dans l’axe Z et dans le
plan de coupe.
Z Données brutes
non utilisées
Données brutes
reconstruites
250ms
ECG
¦ 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 (tableau IV) [20]. 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).
¦ 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 [17]. 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 (fig 45) [19].
1 2 3 5 10 mm
Épaisseur de coupe
Bruit
Élevé
Faible
Épaisseur de coupe 1/2
Nombre photons X 50%
Bruit 1,4
43 Relation entre le bruit
et l’épaisseur de coupe.
Tableau IV. – Gain relatif en résolution temporelle en fonction du système par rapport à une acquisition en scanner monocoupe avec un pitch de
2 (d’après [18]).
Système Temps de rotation (s) Nombe de détecteurs dans l’axe Z Pitch Gain de temps relatif
Scanner monocoupe 1 1 2 1
Scanner subseconde 0,5 1 2 2
Scanner bicoupe 1 2 2 2
Scanner 4 coupes 0,5 4 1,5 6
Scanner 8 coupes 0,5 8 1,35 10,8
Scanner 16 coupes 0,4 16 1,5 28,5
temps
45 Scanner cardiaque : reconstruction partielle des données acquises avec synchro-nisation
à l’électrocardiogramme. Résolution temporelle de 250 ms.
15

16. 35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic
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 (fig 46) : 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 [6, 19].
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 [1].
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 [5].
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.
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17B-22B
0°
270° 90°
180°
1 cycle
Résolution temporelle 250 ms
0°
270° 90°
180°
2 cycles
Résolution temporelle 125 ms
46 Résolution temporelle dans la coupe fonction du nombre de cycles cardiaques uti-lisés
pour la reconstruction.
16