Tomodensitométrie principes, formation de l’image

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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 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.

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Tomodensitométrie :principes, formation de l’image

B BoyerE Le MarecA Ait-AmeurL HauretAM DionC Ateri i-Tehau

Résumé. – La tomodensitométrie a bénéficié, depuis sa mise au point en 1971, de nombreuses améliorationsparmi lesquelles deux évolutions technologiques majeures : l’acquisition hélicoïdale en 1989 puisl’acquisition multicoupe en 1998. Après un rappel sur le principe de formation de l’image en scanographie, lesdifférents éléments constitutifs de la chaîne d’acquisition de l’image sont décrits en insistant sur le système dedétection qui est en constante évolution.Puis sont abordés les paramètres d’acquisition et de reconstruction de l’image en soulignant les différencesentre acquisition monocoupe et multicoupe. Enfin, l’analyse des paramètres gouvernant la qualité d’imagepermet de démontrer les progrès importants obtenus notamment en termes de résolution spatiale ettemporelle.© 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 radiologiquetomographique effectuant la mesure de l’atténuation d’un faisceaude rayons X à la traversée d’un volume anatomique avecreconstruction matricielle d’une image numérisée. Si le principe debase est resté le même depuis 1971, les différents aspects techniquesont considérablement évolué avec deux innovations majeures : lebalayage de l’objet par le faisceau de rayons X qui est passé dumode séquentiel au mode hélicoïdal et le système de détection qui aévolué de l’acquisition monocoupe à l’acquisition multicoupe. Avecl’augmentation de la vitesse de rotation du tube, ces nouveautéstechnologiques ont profondément modifié la qualité de l’image,particulièrement la résolution spatiale longitudinale et la résolutiontemporelle, élargissant les possibilités diagnostiques de latomodensitométrie.

Après un rappel sur le principe de la formation de l’image entomodensitométrie, les différents éléments de la chaîne d’acquisitionde l’image sont décrits en insistant sur le système de détection quidiffère fondamentalement en acquisition monocoupe et multicoupe.Sont ensuite abordés les paramètres d’acquisition puis dereconstruction de l’image qui vont influencer les facteurs quigouvernent la qualité de l’image.

Les applications cliniques et les perspectives d’avenir serontabordées dans un autre chapitre de l’Encyclopédie Médico-Chirurgicale consacré au scanner volumique.

TerminologieLa tomodensitométrie ou scanographie désignent tous deux lamodalité ou technique d’acquisition de l’image. Le scanographedésigne la chaîne radiologique proprement dite. Le terme de scanner(scanneur en français, bien que retenu dans l’ancienne édition dudictionnaire 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 determinologie : le déplacement simultané du lit et du tube permetune acquisition hélicoïdale ou spiralée. Le terme d’hélice est plusadéquat que celui de spirale employé initialement (la spirale voyantson diamètre diminuer ou augmenter) mais l’usage a consacré lesdeux termes.Les nouveaux scanners permettant d’acquérir plusieurs coupessimultanées sont volontiers désignés comme scanners multibarrettesou multidétecteurs (mais les anciens scanners étaient déjà constituésde plusieurs barrettes et plusieurs détecteurs). On parle égalementde scanners matriciels ou volumiques. Nous employons le termemulticoupe (au singulier par analogie au bateau multicoque) paropposition au scanner monocoupe.

Historique– 1971 : premier examen tomodensitométrique cérébral. Il est réaliséau Atkinson Morley’s hospital à Londres par l’ingénieur Hounsfieldet le neuroradiologue Ambrose sur une machine construite par lasociété EMI [11]. Cette firme dans laquelle travaille Hounsfield nefaisait pas partie des grands constructeurs classiques de tablesradiologiques mais a investi massivement dans la recherchemédicale grâce aux bénéfices colossaux générés par la productiondes disques des Beatles.– 1974 : le physicien américain Ledley, de la Georgetown universityà Washington met au point le premier appareil corps entier : letemps 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.

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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 droitsréservés), Radiodiagnostic – Principes et techniques d’imagerie, 35-170-A-10, 2003, 16 p.

– 1979 : le prix Nobel de médecine est décerné à MacLeod etHounsfield pour la mise au point de la tomodensitométrie.– 1989 : mise au point de la rotation continue puis de l’acquisitionhélicoïdale (fig 1) qui va redonner un essor considérable au scannerqui semblait alors en voie d’être concurrencé, voire éclipsé parl’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’imageLe scanner est une chaîne radiologique composée d’un générateur,d’un tube à rayons X et d’un ensemble de détecteurs disposés encouronne. Le principe repose sur la mesure de l’atténuation d’unfaisceau de rayons X qui traverse un segment du corps. Le tube etles détecteurs tournent autour de l’objet à examiner (fig 2). Demultiples profils d’atténuation sont obtenus à des angles de rotationdifférents. Ils sont échantillonnés et numérisés. Les données sontfiltrées et rétroprojetées sur une matrice de reconstruction puistransformées en image analogique.

ATTÉNUATIONSUn faisceau de rayons X traversant un objet homogène d’épaisseurx subit une atténuation, fonction de la densité électronique de l’objet.La valeur de l’atténuation est obtenue par soustraction entrel’intensité du faisceau de rayons X avant et après traversée de l’objet(fig 3).Elle est définie par la relation :Log Io/I = µxIo : 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’épaisseurdifférentes. L’atténuation dépend donc de plusieurs inconnues µ1x1,µ2x2,...µnxn.

PROJECTIONSLe détecteur transforme les photons X en signal électrique (fig 4). Cesignal est directement proportionnel à l’intensité du faisceau derayons X.

Le profil d’atténuation ou projection correspond à l’ensemble dessignaux électriques fourni par la totalité des détecteurs pour unangle de rotation donné. Un mouvement de rotation autour dugrand axe de l’objet à examiner permet d’enregistrer une série deprofils d’atténuation résultant de la traversée de la même coupeselon différents angles de rotation (de l’ordre de 1 000 mesures parrotation) (fig 5).

RÉTROPROJECTIONSLes projections sont échantillonnées et numérisées. Ces donnéesconverties ou données brutes sont des valeurs numériques avec uneadresse spatiale.Avec n projections obtenues selon des angles différents, il estpossible de reconstruire une image du plan de coupe étudié.Ces projections sont filtrées puis rétroprojetées sur une matrice dereconstruction.Chaque profil d’atténuation est projeté selon le même angle qu’àl’acquisition.À partir des valeurs d’atténuation mesurées par chaque détecteur,l’ordinateur calcule la densité de chaque pixel de la matrice. Cescalculs complexes reposent sur un principe simple : connaissant lasomme des chiffres d’une matrice selon tous ses axes (rangées,colonnes et diagonales), on peut en déduire tous les chiffrescontenus dans la matrice.

DE LA MATRICE À L’IMAGELa matrice est un tableau composé de n lignes et n colonnesdéfinissant un nombre de carrés élémentaires ou pixels. Les matricesactuelles 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

2 coupes/rot 6 coupes/rot

Acquisitionhélicoïdale

< 1 s. 4 coupes/rot0,5 s.

16 coupes/rot

1 Chronologie des avancées technologiques en scanner hélicoïdal.

Détecteurs

Tube RX

2 Le tube et les détecteurstournent autour du patient.De multiples mesures d’at-ténuations sont effectuéesselon différents angles de ro-tation du tube.

FaisceauRX

Détecteur

µ2µ1

µ3

µ = µ1- µ2 + µ3 +...

3 L’atténuation mesuréepar un détecteur dépend detoutes les structures traver-sées et la valeur de µ est unevaleur moyenne.

Faisceau RX

Signal électriqueproportionnel à l'intensitédu faisceau RX

Détecteur

4 Le détecteur transforme le faisceau derayons X en signal électrique.

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de reconstruction correspond une valeur d’atténuation ou dedensité. En fonction de sa densité, chaque pixel est représenté surl’image par une certaine valeur dans l’échelle des gris.

Les coefficients de densité des différents tissus sont exprimés enunités Hounsfield (UH). L’éventail varie de - 1 000 à + 1 000, avec lechoix d’une valeur de zéro pour l’eau, - 1 000 pour l’air et + 1 000pour le calcium. L’œil humain ne distinguant que 16 niveaux degris, les 2 000 paliers de densité ne peuvent être vus simultanémentsur l’écran. La fenêtre correspond aux densités qui seronteffectivement traduites en niveaux de gris à l’écran. Deuxparamètres 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 niveauxde densité. En augmentant la fenêtre, l’image s’enrichit de niveauxde gris mais le contraste diminue entre les structures de l’image. Endiminuant la fenêtre, le contraste augmente.

Constitution d’un scanographe

STATIF

Il est composé de deux ensembles mobiles et solidaires, le tube etles détecteurs qui vont se déplacer autour du patient. Plusieursgénérations de statifs se sont succédées [16].

¶ Première génération

La réalisation d’une coupe s’obtenait par un mouvement detranslation-rotation : le tube était couplé à un seul détecteur etchaque acquisition était suivie d’une translation le long de lastructure étudiée puis d’une rotation d’un degré. Ce mouvement,répété de nombreuses fois, engendrait un temps de coupe de l’ordrede 4 minutes...

¶ Deuxième génération

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

¶ Troisième générationLa quasi-totalité des appareils en service est du type 3e génération.Le tube et les détecteurs effectuent un mouvement de rotationautour du patient. Une série de détecteurs (de 500 à 1 000) couvre lalargeur du sujet (50 cm pour l’abdomen).

¶ Quatrième générationLes détecteurs sont fixes et disposés en couronne autour de l’objet àexaminer. Seule la source de rayons X décrit un mouvement derotation sur un cercle inscrit dans la couronne de détecteurs. Parmices scanners de 4e génération, prend place le scanner à faisceaud’électrons. La cathode est remplacée par un canon à électronsgénérant un faisceau qui décrit un arc de cercle autour du patient etvient frapper l’anode représentée par quatre cibles fixes et adjacentesen tungstène décrivant un arc de cercle de 210°. Il n’y a pas deproblème d’échauffement d’anode du fait du déplacement rapidedu faisceau d’électrons. Le système de détection est représenté parune double rangée de plusieurs milliers de détecteurs couvrantégalement un arc de cercle de 210°. L’ensemble tube-détecteurs estfixe. Il n’existe donc aucun élément mécanique dans le statif. Le seulmouvement est celui du faisceau de rayons X (fig 7, 8). Le principalatout de cet appareil est sa résolution temporelle élevée liée à larapidité de déplacement du faisceau d’électrons : le temps de poseest de 50 ms ; dédié à l’exploration cardiaque [17, 22], il a été confrontéà des difficultés de production et il n’existe plus d’installation enFrance mais il reste commercialisé dans d’autres pays.

¶ Rotation continue et acquisition hélicoïdaleJusqu’en 1989, seul le mode d’acquisition séquentiel est utilisé. Unecoupe est acquise à chaque rotation de 360°, dans un plan de coupefixe, puis la translation du lit précède une nouvelle acquisition. Cetteprocédure est répétée coupe après coupe.En 1989 apparaît la rotation continue puis l’acquisition spiralée ouhélicoïdale. La rotation continue en mode séquentiel permet un gain

Tube RX

Signal

Détecteurs

Détecteurs

Projection B Projection A

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 defenêtre 120 UH

6 Exemple de niveau et de largeur de fenêtre pour l’étude du parenchyme cérébral.

Détecteurs

Canon à électrons

électrons

RX

Cible

7 Scanner à faisceau à électrons : les rayons X sont générés par le faisceau à électronsbalayant la cible.

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de temps appréciable entre chaque coupe, évitant les délais defreinage puis de redémarrage du statif. Elle reste utiliséeactuellement dans certaines indications.

Mais c’est l’acquisition hélicoïdale qui va ouvrir de nouvellesperspectives en tomodensitométrie. Le principe repose sur larotation continue du tube autour du lit associée au déplacementsimultané de la table pendant le balayage du faisceau de rayons X.Le tube décrit autour du patient une figure géométrique à typed’hélice (fig 9). Le développement de cette technologie a été rendupossible grâce à des progrès techniques, notamment les contacteursou slip ring (fig 10) qui permettent sans câblage le transfert del’énergie électrique nécessaire à l’alimentation du générateur et dutube pendant leur rotation et la récupération du signal généré parles détecteurs. Actuellement, la plupart des appareils sont à rotationcontinue. La vitesse de rotation sur les scanners les plus récents aété considérablement augmentée, atteignant 360° en 0,4 seconde.Cette vitesse soumet le tube à une force centrifuge élevée de l’ordrede 13 g [14].

¶ Géométrie

On distingue les scanners à géométrie courte ou à géométrie longueselon 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’engéométrie courte car la dose est inversement proportionnelle aucarré de la distance tube-récepteur (ce qui ne signifie pas que ladose délivrée au patient soit supérieure). La tendance actuelle avecles scanners multicoupe est de diminuer la distance foyer-détecteurspour limiter les contraintes mécaniques (force centrifuge) liées à lagrande vitesse de rotation et préserver une réserve de puissance dutube.L’entraînement se fait soit par courroie, soit plus récemment parmoteur linéaire à champ magnétique, ce qui autorise potentiellementune plus grande vitesse de rotation.

CHAÎNE RADIOLOGIQUE

¶ Générateur de rayons XLe générateur alimente le tube à rayons X. Il délivre une hautetension 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 »).

¶ TubeLes tubes doivent être extrêmement performants. En effet, ilsdoivent être capables :– d’absorber de fortes contraintes thermiques d’où la nécessitéd’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 lapremière a porté le tube à sa charge thermique maximale).

CibleFaisceau

RX

Détecteurs 8 Scanner à faisceau àélectrons (vue orthogo-nale) : balayage de la cou-ronne de détecteurs par lefaisceau à électrons.

Hélice décrite par la rotation dutube et des détecteurs autour

du lit en déplacement

9 Principe de l’acquisition hélicoïdale.

Transfert de latension au générateur

Recueil du signaldes détecteurs

10 Principes des sliprings [11].

Géométrie longue : 110 cm

Géométrie courte : 90 cmFoyer

Détecteurs

Distance foyer-détecteurs et foyer-isocentre

11 Distance foyer-détecteurs courte ou longue.

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Ils sont à anode tournante, à double foyer de (0,5 à 1,5 mm) avecémission continue. Ils doivent en outre supporter les contraintesmécaniques de la force centrifuge des statifs de dernière générationdont la vitesse de rotation est de 360° en 0,4 seconde.

¶ Filtration et collimationLa filtration et la collimation permettent la mise en forme dufaisceau de rayons X.

Filtration

Elle est obtenue par une lame métallique de faible épaisseur. Ellepermet d’obtenir un spectre de rayonnement étroit et d’approcher lemonochromatisme. Un deuxième filtre « papillon » est fréquemmentajouté, plus épais au centre qu’en périphérie permettant d’adapterle faisceau aux variations d’épaisseur (moindre en périphérie qu’aucentre) du volume traversé.

Collimations primaire et secondaire

La collimation primaire est située en aval de la filtration (fig 12). Ellecalibre le faisceau de rayons X en fonction de l’épaisseur de coupedésirée. Elle limite l’irradiation inutile. Certains appareils disposentd’une collimation secondaire placée avant le détecteur. Elle doit êtreparfaitement alignée avec le foyer et la collimation primaire. Ellelimite le rayonnement diffusé par le patient et intervient parfois dansla détermination de l’épaisseur d’acquisition.

Collimateurs de champ

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

¶ Système de détection

Principe

Les détecteurs transforment les photons X en signal électrique. Ondistingue deux types de détecteurs.

• Chambres d’ionisation au xénonLes photons X sont directement transformés en signal électrique.Leur efficacité (rendement) est faible (60 à 70 % de l’énergie estabsorbée). Elles ne sont plus utilisées actuellement remplacées parles détecteurs solides.

• Détecteurs solidesIls sont utilisés par la plupart des scanners actuels. Ils sont parfoisnommés incorrectement semi-conducteurs. Les photons X sont

absorbés par un scintillateur (céramique) et convertis en photonslumineux, eux-mêmes convertis en signal électrique par unephotodiode (fig 13). Leur efficacité est excellente. Ils offrent destemps de réponse rapides et une faible rémanence.

Architecture des détecteursEn scanner monocoupe, la détection est assurée par une couronnede 500 à 900 éléments disposés dans l’axe X sur environ 50° enéventail. 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 dedétecteurs dans l’axe Z en deux à 34 couronnes formées dedétecteurs de nombre et d’épaisseur variables en fonction dessolutions technologiques proposées par les constructeurs.

• Arrangement des détecteursL’arrangement des détecteurs dans l’axe Z varie selon lesconstructeurs 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 mêmelargeur. Ils permettent d’acquérir de 2 à 8 coupes simultanées ;– asymétriques : la largeur des détecteurs croît au fur et à mesurequ’ils s’écartent de la perpendiculaire à l’axe de rotation. La

Collimationprimaire

Collimationsecondaire

Tube RX

Détecteurs

12 Collimation primaireet secondaire.

Tube RXDétecteurs

Lumière

Photodiode

Signal électrique

13 Principe du détecteur solide.

Y

X

O Z

Monocoupe1 détecteurdans l'axe Z

MonocoupeN détecteurs

14 Comparaison du système de détection en scanner monocoupe et multicoupe. L’axeOz est l’axe du patient.

Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10

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collimation secondaire permettra d’obtenir des coupes d’épaisseurnominale identique. Ils sont limités à 4 coupes simultanées.L’utilisation de détecteurs périphériques plus larges permettrait delimiter 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 lesconstructeurs, 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 à16) ;

– la gamme des épaisseurs de coupe disponibles (de 0,5 à 10 mm)(fig 17) ;

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

• Architecture des systèmes en fonction du nombre de coupesSystèmes 2 coupes.C’est la première génération des scanners multicoupes. Deuxcouronnes de détecteurs de taille identique dans l’axe Z sontassociées, permettant l’acquisition simultanée de deux coupes dontl’épaisseur est fonction de la collimation primaire et secondaire.Systèmes 4 coupes.Ils comprennent quatre couronnes d’épaisseur variable. Trois typesd’arrangement des détecteurs sont proposés : symétriques,asymétriques et hybrides.

– Détecteurs symétriques : ils sont composés de 16 détecteursd’1,25 mm de largeur dans l’axe Z (presque 2 fois plus en réalitécompte-tenu de l’agrandissement géométrique, 1,25 mmcorrespondant à l’épaisseur de coupe à l’isocentre [13]). L’épaisseurde coupe souhaitée est obtenue par l’activation des détecteurs(largeur 1,25 mm) par groupe de un, deux, trois ou quatre détecteurspermettant d’obtenir 4 coupes de 1,25 mm, 2,5 mm, 3,75 mm ou5 mm (fig 18). Seule l’acquisition en coupes de 5 mm utilisel’ensemble des détecteurs dans l’axe z.– Détecteurs asymétriques : ils sont composés de 8 détecteurs delargeur croissante, de 1 à 5 mm, et permettent d’obtenir 2 coupes de0,5 mm ou 4 coupes de 1 à 5 mm ; c’est l’ajustement de la collimationsecondaire qui fixe l’épaisseur de coupe (fig 19).

1,25 1,25

5 2,5 1,5 1

1 1

1 1,5 2,5 5

Détecteurs symétriques

Détecteurs hybrides

Détecteurs asymétriques

20 mm

32 mm

Z

Z15 Les trois types de couronnes de détecteurs des scanners multicoupe.

16 Élément de détecteur hybride enscanner 16 coupes. C’est l’assemblage deséléments dans l’axe X qui constituera lacouronne de détecteurs.

Foyer

4 coupes de 5 mm

Détecteurs symétriquesassociation de 4 détecteursde 1,25 mm

Détecteurs asymétriques1 détecteur de 5 mm etassociation de 3 détecteurs2,5 - 1,5 - 1 mm

17 Coupe de 5 mm par combinaison de détecteurs : comparaison de systèmes symé-triques et asymétriques.

Coupe de 5 mm : combinaisonde 4 détecteurs de 1,25 mm

Coupe de 2,5 mm : combinaisonde 2 détecteurs de 1,25 mm

Foyer

Coupes

Détecteurs

18 Détecteurs symétriques : combinaison de détecteurs en fonction de l’épaisseur decoupe désirée.

1 1

2,5 2,5

5

Détecteurs asymétriques

5

Collimationsecondaire 2 x 0,5 mm

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.

35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic

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– Détecteur hybride : il est composé de 34 détecteurs, quatredétecteurs centraux de 0,5 mm et 15 détecteurs de 1 mm de part etd’autre réalisant une couronne de 32 mm de largeur. Comme pourles détecteurs matriciels, c’est l’activation isolée ou par groupes desdétecteurs qui permet d’obtenir l’épaisseur de coupe souhaitée. C’estle seul détecteur permettant d’obtenir 4 coupes infracentimétriquessimultanées (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’activationdes détecteurs permet de réaliser 8 coupes de 1,25 mm (détecteurscentraux) ou 2,5 mm (utilisation de l’ensemble des détecteurs dansl’axe z).Systèmes 16 coupes.C’est la génération la plus récente des scanners multicoupes. Ilsdisposent tous d’un arrangement de type hybride composé de deuxtypes de détecteurs, avec au centre 16 détecteurs finsinfracentimétriques (d1 = 0,5, 0,625 ou 0,75 mm selon lesconstructeurs) et en périphérie deux séries de quatre à 12 détecteursde taille double (d2 = 1, 1,25 ou 1,5 mm) (fig 20), permettantd’acquérir 16 coupes d’épaisseur nominale d1 ou d2. Certainssystèmes 16 coupes permettent également d’acquérir en mode2 coupes (activation limitée aux détecteurs centraux), afin de limiterles distorsions liées à l’effet de cône et conserver une résolutionspatiale élevée, avec collimation secondaire, offrant une très hauterésolution spatiale (2 × 0,5 mm).À partir de cette architecture 16 coupes, différentes versions sontdéclinées par les constructeurs offrant une acquisition intermédiaireentre 4 coupes et 16 coupes.

• Effet de cône

Le principal facteur limitant le nombre de coupes simultanées parrotation est l’artefact de cône [3]. Sur les scanners multicoupes, laprojection du faisceau de rayons X représente dans l’axe Z un cône.Les rangées centrales de détecteurs sont atteintesperpendiculairement à l’axe de rotation, tandis que les rangées lesplus 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 duvolume traversé par le faisceau de rayons X devient plus importanteque la largeur du détecteur. Par ailleurs, cette obliquité entraîne uneréduction de l’efficacité des détecteurs périphériques, surtout s’ilssont de petite taille et séparés par de nombreux septa (fig 22), et ajustifié pour certains constructeurs le choix de détecteursasymétriques plus larges en périphérie.

Acquisition et reconstructionde l’image

PARAMÈTRES D’ACQUISITION

¶ Collimation primaire et épaisseur nominaleElle est définie par la largeur de collimation du faisceau de rayons Xà la sortie du tube. Elle détermine l’épaisseur nominale de coupe enacquisition monocoupe. Elle peut varier de 1 à 10 mm.En scanner multicoupe, il faut distinguer épaisseur nominale etcollimation (épaisseur nominale × nombre de coupes par tour). La

4 x 1,5 4 x 1,516 x 0,75

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 coupesde 0,75 ou 1,5 mm.

Épaisseurde coupe B

Épaisseurde coupe A

Épaisseurpatient

Foyer

Largeur duvolume B

Largeur duvolume 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. Siplusieurs 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.

Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10

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collimation varie en fonction du nombre de détecteurs et desépaisseurs de coupe disponibles. Les valeurs actuelles de collimationprimaire vont de 1 mm pour réaliser 2 coupes de 0,5 mm à 32 mmpour 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). Certainssystèmes proposent une valeur de mAs (mAs eff) : mAs eff = mA× trot/pitch. Le courant délivré par le tube va être modulé enfonction du pitch afin de conserver le rapport signal sur bruitconstant quel que soit le pitch choisi.La modulation du milliampérage s’effectue également en fonctiondes variations du signal reçu par les détecteurs. Elle vise à améliorerle compromis entre qualité d’image et irradiation (cf chapitreirradiation et scanner).

¶ Temps de rotation

Depuis plusieurs années, les scanners hélicoïdaux monocoupepermettaient d’atteindre des temps de rotation sur 360° de 0,75 à0,8 seconde. Sur les appareils multicoupes plus récents, le temps derotation est de 0,4 à 0,75 seconde pour 360° et tous les examenspeuvent bénéficier de cette vitesse de rotation. Ce temps de rotationconditionne la résolution temporelle, c’est-à-dire le tempsd’acquisition d’une séquence. Il permet d’obtenir un tempsd’acquisition par coupe plus court, de 250 ms par reconstructionpartielle et proche de 100 ms par méthode multisectorielle(cf paragraphe résolution temporelle). La résolution temporelle dansla coupe s’approche de celle de la tomodensitométrie par faisceaud’électron (TFE) qui est de 50 à 100 ms. Il devient possible avec unesynchronisation cardiaque d’accéder à l’imagerie cardiaque.Il est parfois utile d’augmenter ce temps de rotation jusqu’à1 seconde par tour afin de bénéficier d’un plus grand nombre demesures (projections) par rotation et d’améliorer ainsi la qualité del’image (par exemple pour l’étude de la ceinture scapulaire).

¶ Pitch

Le pitch se définit comme le rapport entre le pas de l’hélice (distanceparcourue par la table pendant une rotation de 360° du tube) et lacollimation du faisceau de rayons X.En acquisition monocoupe, la collimation est inférieure à la largeurd’un détecteur et correspond à l’épaisseur nominale de coupe(fig 23).Ce n’est plus le cas en acquisition multicoupe, où la collimationcorrespond à x fois l’épaisseur nominale de coupe ou plusexactement x fois la largeur d’un détecteur. La valeur du pitch n’estdonc plus la même d’un constructeur à l’autre selon que l’onconsidère pour calculer le pitch l’épaisseur nominale d’acquisitionet donc la largeur d’un détecteur (pitch de détection) ou bien lacollimation (pitch de collimation), soit 4 fois la largeur de détectionpour un scanner 4 coupes [10, 15]. Prenons un exemple : si l’on choisit2,5 mm d’épaisseur nominale, soit une largeur de détecteur de2,5 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) (fig 24) et un déplacementde 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) (chevauchementpartiel du faisceau) (fig 25).Le choix du pitch de collimation rend mieux compte de la géométriedu faisceau autour du patient avec chevauchement d’une rotation àl’autre pour des pitchs inférieurs à 1.Les constructeurs proposent des pitchs de collimation allant de 0,5 à2. L’utilisation de pitchs inférieurs à 1 expose à un chevauchementpartiel des hélices et donc à une irradiation supplémentairethéorique mais des dispositifs d’adaptation du milliampérage enfonction du pitch permettent sur certains systèmes de limiterl’irradiation (cf. chapitre de l’Encyclopédie Médico-Chirurgicale surirradiation 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 gestesde radiologie interventionnelle à une cadence d’image allant jusqu’à12 images par seconde. L’acquisition en mode séquentiel est réaliséeà basse dose et chaque image est reconstruite à partir des donnéesacquises pendant une rotation de 60° du tube (fig 26) en matrice 256ou 512. Les scanners multicoupes permettent d’acquérir une ou troisimages simultanées par rotation. Sur certaines machines,l’acquisition est interrompue lorsque le tube est au-dessus du patientpour limiter l’irradiation des mains de l’opérateur (fig 27).

TRANSFERT DES DONNÉES

Le signal analogique est transmis à la console de traitement desdonnées par fibres optiques ou par une technologie type radar. Enacquisition monocoupe, les données sont transférées à unconvertisseur analogique- numérique (DAS : data acquisition system).

Colimation

Déplacement lit

Angle de projection

Z

180°

90°

23 Scanner monocoupe : pitch de 1,5.

Collimation Détecteur

Déplacement lit

Angle de projection

Z

180°

90°

4 x 2,5 mm15 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 mm7,5 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.

35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic

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En acquisition multicoupe, les informations provenant desdétecteurs vont alimenter quatre, voire 16 canaux de DAS [14], lenombre de DAS conditionnant le nombre de coupes par rotation.

RECONSTRUCTION DE L’IMAGE

¶ Paramètres de reconstructionIls sont présentés sur le tableau I.

¶ Filtre de reconstructionLes profils d’atténuation recueillis par les détecteurs sont convertispar une transformée de Fourier en une gamme de fréquence avantl’étape de rétroprojection. Les spectres fréquentiels subissentégalement une fonction de filtration. La sélection des fréquencesélevées par des filtres « durs » ou spatiaux privilégie lareprésentation des limites anatomiques des structures et des détailsde l’image mais conserve le bruit de l’image. À l’inverse,l’élimination des fréquences élevées par des filtres « mous » ou dedensité atténue le bruit et la visibilité des contours permettant unemeilleure 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 contrastenaturel (parenchymes pleins : foie, cerveau) et les filtres durs auxstructures à contraste naturel élevé telles que l’os, le poumon où lerapport contraste sur bruit est très élevé.

¶ Algorithmes d’interpolationEn scanner hélicoïdal, les données brutes (projections numérisées)ne peuvent être utilisées directement (contrairement au modeséquentiel) en raison du déplacement continu du patient durantl’acquisition. Si l’on reconstruit les images directement à partir desdonnées ainsi recueillies, la qualité des images sera altérée nonseulement par des artefacts de mouvement mais également par laprise en compte de données acquises à des niveaux d’anatomiedifférents. Il est donc indispensable de calculer des données brutesplanes à partir des données volumiques. Ce calcul est réalisé grâce àdes algorithmes d’interpolation.La projection des données d’une hélice peut être représentée sousforme d’une ligne oblique (fig 28). Chaque point de la ligne

représente une projection. Chaque point est indexé à l’axe Oz enraison du déplacement du lit et correspond à un angle de rotationprécis. Si l’on considère un plan de reconstruction à une positionprécise dans l’axe Oz, un seul point de l’hélice croise le plan dereconstruction : une seule projection est réellement mesurée. Il fautcalculer par interpolation toutes les autres projections du plan decoupe d’angle 0° à 360°.

En scanner monocoupeLes algorithmes d’interpolation sont linéaires et parfois accessibles àl’opérateur qui a le choix entre :

– l’algorithme 360° linéaire : il interpole les données mesurées àdeux positions angulaires identiques avant et après la position duplan de reconstruction. Il utilise donc les données de deux rotationsde 360° (fig 29).– l’algorithme 180° linéaire : il utilise les données acquises durantune rotation de 360°. L’interpolation se fait entre les données enprojection angulaire opposée considérées comme similaires. Parexemple les données obtenues à 270 (90° + 180°) sont similaires àcelles recueillies à 90° (fig 29).L’algorithme 360° favorise la résolution en densité (contraste) grâceà un meilleur rapport signal sur bruit. L’algorithme 180° qui utilise

RX60°

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 dutube de 60°.

27 Interruption des rayonsX au-dessus des mains del’opérateur.

Tableau I. – Paramètres de reconstruction.

Paramètres Caractéristiques

Filtration - Filtre dur (sélectionnant les fréquences spatiales éle-vées) : privilégie la résolution spatiale (région à hautcontraste 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 enscanner monocoupe- Modulable en scanner multicoupe

Incrément de reconstruction - Distance intercoupe inférieure, égale ou supérieureà l’épaisseur nominale d’acquisition- Réduit les phénomènes de volume partiel et cer-tains artefacts

Mode de reconstruction - Complet (360°) ou partiel (acquisition cardiaque oufluoroscopie)

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 etla filtration la résolution spatiale axiale

Post-traitement - Reconstructions multiplanaires (MPR)- Projections MIP et MPVR- Rendu de volume (VRT)- Endoscopie virtuelle

Plan dereconstruction

MonocoupeAxe Oz

Hélice 1 Hélice 2

Ang

le d

e pr

ojec

tion

en d

egré

s

360

270

180

90

00 1 2

28 Projection des don-nées d’une hélice en scannerhélicoïdal monocoupe.

Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10

9

deux fois moins de données pour reconstruire une coupe disposed’une moins bonne résolution en densité mais d’une meilleurerésolution spatiale puisque l’épaisseur réelle de coupe est inférieureà celle obtenue avec un algorithme 360° et le profil de coupe seraamélioré.

En scanner multicoupe

L’acquisition multicoupe entraîne une obliquité du faisceau pour lesdétecteurs périphériques (diminution de l’angle de projection parrapport à la perpendiculaire) à l’origine de l’effet dit « effet decône ».

• Acquisition 4 coupesEn acquisition 4 coupes, les algorithmes linéaires utilisés enacquisition monocoupe restent applicables (fig 30) en admettant quela divergence du faisceau est faible et peut être négligée, autrementdit en considérant que les quatre faisceaux sont parallèles entre euxet la qualité de la reconstruction n’en est pas altérée [7].

• Acquisition 8 et 16 coupesL’acquisition 8 et 16 coupes accentue l’effet de cône et l’on ne peutplus ignorer la divergence du faisceau, l’application d’algorithmeslinéaires générant des artefacts trop importants qui ont conduit lesconstructeurs à la mise au point de nouveaux algorithmes 2D ou 3Dtenant compte de cet effet de cône [18].Algorithmes 2D.Les algorithmes 2D utilisent un ensemble de projections pourréaliser, par rétroprojection filtrée, une reconstruction 2D dans unplan dont l’orientation se superpose localement à la trajectoire del’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 surle principe qu’à tout segment d’une trajectoire hélicoïdale de 180°on peut faire correspondre un demi-cercle contenu dans un planoblique avec une grande précision. Les coupes 2D reconstruiteseffectuent une nutation autour de l’axe longitudinal Z. Les coupesainsi reconstruites sont empilées suivant l’axe Z sur toute lalongueur de l’objet examiné. La dernière étape consiste à réaliserune interpolation filtrée entre les différentes coupes pourreconstruire les coupes dans le plan transversal. Cet algorithme al’inconvénient de n’utiliser qu’une partie des données et donc de ladose délivrée. De plus, la qualité de l’image se détériore avecl’augmentation du pitch.

– Algorithme AMPR (adaptative multiple plane reconstruction) [7].L’algorithme AMPR résout ces inconvénients en autorisant le librechoix du pitch, en faisant une utilisation optimale de la dose délivréeet en assurant une bonne qualité d’image pour toutes les valeurs depitch. Cet algorithme reconstruit des plans en double obliquité cequi permet de suivre la trajectoire hélicoïdale avec une plus grandeprécision que celle obtenue avec la simple obliquité des plans del’algorithme ASSR. Dans ce cas, la presque totalité de la dose estutilisée. La deuxième étape de la reconstruction est identique àl’algorithme ASSR avec une interpolation des plans obliques dans leplan transverse (fig 31B).

– Algorithme SMPR (segmented multiple plane reconstruction). Leprincipe de l’algorithme SMPR est basé sur l’algorithme AMPR maisen réalisant une approximation en double obliquité, non pas enapproximant la trajectoire hélicoïdale par un demi-cercle, mais enfaisant correspondre des arcs de cercle (40-45°) à de plus petitesportions de trajectoire hélicoïdale augmentant ainsi la précision dansla reconstruction qui devient presque parfaite. La suite de lareconstruction est identique à l’algorithme AMPR.Algorithmes 3D approchés.La reconstruction tridimensionnelle directe impose l’utilisation deprojections bidimensionnelles (2D). Les données sont reconstruitessur un maillage volumique qui peut être ou ne pas être organisé encoupes parallèles [9].

– Algorithme de Feldkamp. Cet algorithme proposé par Feldkampen 1984 associe une convolution et une rétroprojection incluant uneétape critique de pondération des données. Pour la reconstructiond’une coupe, le principe consiste à utiliser les rangées de détecteursqui ont mesuré les données provenant des projections ayant traverséce plan de coupe. Avant d’être utilisées, les données des différentesrangées de détecteurs doivent être pondérées en fonction de leurposition par rapport au plan de coupe à reconstruire. Cet algorithmen’est utilisable que pour les scanners séquentiels : il a nécessité d’êtreadapté pour être applicable aux acquisitions hélicoïdales : ce sontles algorithmes TCOT et 3D cone -beam.

– Algorithme TCOT de Toshiba. L’algorithme TCOT développé parToshiba Corporation est une adaptation de l’algorithme deFeldkamp qui permet de réaliser une rétroprojection 3D à partird’une acquisition hélicoïdale. Pour tenir compte de la translation dela table au cours de l’acquisition, les rangées de détecteurs à utilisersont sélectionnées pour chaque position de tube et les données desrangées adjacentes sont pondérées.

– Algorithme 3D cone-beam [9]. Développé par Philips, il s’agitégalement d’une adaptation de l’algorithme de Feldkamp : lacorrection de l’obliquité est obtenue par pondération des donnéesobliques recueillies par les détecteurs qui sont réorganisées enrangées parallèles entre elles et perpendiculaires au plan de rotation,au sein d’un plan rectangulaire virtuel, avant l’étape derétroprojection 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 directementà l’opérateur et dépend de la collimation mais également de deuxautres facteurs, le pitch et l’algorithme d’interpolation (cf qualité del’image).

Plan dereconstruction

Monocoupe

Ang

le d

e pr

ojec

tion

en d

egré

s

360

270

180

90

00 1 2

180Lin

360Lin

29 Algorithmes de re-construction linéaires 180et 360° en scanner mono-coupe.

Plan dereconstruction

Multicoupes : 3 points d'interpolation

Z

1e hélice

2e hélice

Ang

le d

e pr

ojec

tion

en d

egré

s

360

270

180

90

01 2 3 5 4 6 7 8

30 Algorithme linéaire en scanner multicoupe.

35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic

10

En scanner multicoupe

L’épaisseur de reconstruction devient distincte de l’épaisseurnominale (cf qualité d’image et résolution spatiale). Plusieursépaisseurs de coupe à la reconstruction sont disponibles àl’opérateur à partir d’une épaisseur nominale donnée par fusion desdonnées obtenues par chaque couronne. Par exemple, uneacquisition avec une collimation 4 × 2,5 mm permet d’obtenir desreconstructions de 3 mm ou de 6 mm d’épaisseur. En revanche,l’épaisseur de coupe reconstruite ne peut pas être inférieure àl’épaisseur nominale de coupe.

¶ Matrice de reconstructionLa matrice de reconstruction est habituellement une matrice de 512× 512 pouvant aller sur certaines machines jusqu’à 1024 × 1024 enmode haute résolution. Elle détermine en fonction du champ dereconstruction (Fov, field of view) la taille du pixel :Taille du pixel (en mm) = champ de reconstruction (en mm)/nombrede lignes ou de colonnes de la matrice.

¶ Incrément de reconstructionEn scanner hélicoïdal, il est possible de reconstruire les images avecune distance intercoupe inférieure à l’épaisseur de coupe, sansaugmenter l’irradiation (fig 32).

Grâce à l’utilisation de coupes chevauchées, une petite structure detaille similaire ou inférieure à l’épaisseur de coupe aura plus dechance d’être centrée au milieu de la coupe et sera mieux étudiée(fig 33).

Les coupes chevauchées permettent également d’améliorer larésolution spatiale longitudinale et par conséquent de réduire lesartefacts en marche d’escalier observés lors des reconstructionsmultiplanaires.

20

10

0

-10

-201000

1000500 5000 0

-500 -500-1000 -1000

Z Z

20

15

10

5

0

-5

-10

-15

-20

20

10

0

-10

-201000

1000

1000

-1000

500500

5000

0-500 -500

-1000 -1000

Z Z

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 intermédiaireoblique 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 desdonnées des deux plans obliques [7].

Épaisseur de coupe = 5 mm

Incrément = 5 mm4 coupes reconstruites

Incrément = 2,5 mm8 coupes reconstruites

32 Influence de l’incrément de reconstruction.

Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10

11

¶ Mode de reconstruction

Le mode de reconstruction peut être complet ou partiel. Lareconstruction partielle n’utilise qu’une partie des projectionsacquises lors d’une rotation de 360°. Cette technique est utilisée enimagerie cardiaque pour diminuer la résolution temporelle dans lacoupe ainsi qu’en mode fluoroscopique.

¶ Post-traitement

En complément des reconstructions axiales natives, les techniquesde reconstruction tridimensionnelles se sont développées avec lesprogrès de l’acquisition hélicoïdale. Leur principe et leursapplications seront abordés dans le chapitre de l’EncyclopédieMédico-Chirurgicale consacré aux applications du scannervolumique.

Qualité de l’image

Les principaux facteurs de qualité de l’image en scanner sont larésolution spatiale, la résolution en contraste et la résolutiontemporelle. Certains artefacts peuvent dégrader la qualité de l’image(fig 34). La qualité de l’image est indissociable de la dose délivréedonc de l’irradiation.

RÉSOLUTION EN CONTRASTE

La résolution en contraste ou en densité est la possibilité dedifférencier des structures à faibles différences de densité commepar exemple dans le tissu cérébral, la substance blanche et lasubstance grise. Elle dépend du rapport signal sur bruit et durapport contraste sur bruit (fig 35).Les facteurs qui influencent le rapport signal sur bruit sont le filtrede 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 nombrede 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 desmodifications de l’énergie des photons. L’influence sur le rapportsignal/bruit est importante (tableau II).

Le nombre de photons X délivrés est directement dépendant de lacollimation, de l’intensité du courant (mA) et du tempsd’acquisition. Le bruit est donc lié à ces paramètres par la mêmerelation que le flux photonique (fig 36). Par exemple, la diminutionlors de l’acquisition de l’épaisseur de coupe ou des mA ou du tempsd’acquisition par 2 multiplie le bruit par racine carrée de 2, soitenviron 1,4.

Scanner multicoupe

L’épaisseur de reconstruction est indépendante de la collimation.L’augmentation du bruit lié au choix d’une collimation fine pourapprocher l’isotropie est compensée par le choix possible d’uneépaisseur de reconstruction plus élevée qui va améliorer le rapportsignal sur bruit.

Épaisseur de coupe = 5 mm

Nodule

Incrément = 5 mmVolume partiel

Incrément = 2,5 mm

33 Intérêt des coupes chevauchées.

Résolution en contraste

Résolution temporelle Artefacts

Résolution spatiale longitudinale

Qualité de l'image

34 Facteurs de qualité de l’image en tomodensitométrie.

SUBSTANCE

GRISE

SUBSTANCE

BLANCHE Bruit

SUBSTANCE

GRISE

SUBSTANCE

BLANCHE Bruit

Contraste

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

bruit α = 1

√mA

bruit α = 1

√temps acquisition

bruit α = 1

√collimation

36 Facteurs de variationdu nombre de photons.

35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic

12

¶ Algorithmes d’interpolationLe choix de l’algorithme d’interpolation peut être accessible àl’opérateur en scanner monocoupe et influence le rapport signal surbruit. Le mode 360° linéaire utilise les projections acquises durantdeux spirales (720° de rotation) pour les moyenner sur 360°. Lemode 180 linéaire n’utilise que les projections acquises durant unerotation de 360°. L’algorithme 360° linéaire augmente le rapportsignal sur bruit de racine carrée de 2, soit environ 1,4 par rapport àl’algorithme 180° linéaire.En scanner multicoupe, les algorithmes ne sont pas accessibles àl’opérateur.

¶ Pitch et rapport signal sur bruit

Scanner monocoupe

En acquisition monocoupe hélicoïdale, le rapport signal sur bruitreste constant quel que soit le pitch car le nombre de données pourreconstruire une coupe est indépendant du pitch (fig 37). Le pitchn’intervient qu’indirectement par le choix de l’algorithme. Un pitchsupérieur à 1 impose l’utilisation d’un algorithme de 180° en raisonde la trop grande dégradation du profil de coupe avec l’algorithme360° (cf résolution spatiale longitudinale).

Scanner multicoupe

En acquisition multicoupe, si la distance d’interpolation resteinchangée quel que soit le pitch, le nombre de données pourreconstruire la coupe diminue quand le pitch augmente (fig 38, 39).À mA constants, l’augmentation du pitch diminue le rapport signalsur bruit, la diminution du pitch l’améliore. Certains constructeursproposent une modulation des mA en fonction du pitch afin de

travailler à bruit constant quel que soit le pitch P choisi à partird’une valeur de mAs choisie par l’opérateur (mA = eff.mAsx1/trot× P). L’utilisation de pitchs inférieurs à 1 ne majore pas l’irradiationet l’utilisation de pitchs supérieurs à 1 n’altère pas le rapport signalsur bruit. Cette modulation n’est pas appliquée dans les acquisitionscardiaques.

RÉSOLUTION SPATIALE

¶ Résolution spatiale dans le plan de coupe

Elle dépend de la taille du pixel, de la matrice de reconstruction quiest fonction du champ de vue et du nombre de lignes et de colonnesde la matrice (le plus souvent 5122). Elle dépend également du filtrede reconstruction choisi. Elle est identique en scanner hélicoïdal àcelle obtenue en scanner séquentiel. L’utilisation sur certainesmachines d’un foyer flottant (décalage du foyer d’une distance égaleau quart de la largeur d’un détecteur) permet de doubler le nombrede mesures reçues par les détecteurs et d’améliorer la résolutionspatiale axiale. Elle peut atteindre jusqu’à 20 à 25 pl/cm (à 2 % decontraste de la fonction de transfert de modulation) [7].

¶ Résolution spatiale longitudinale

Elle dépend de la taille du voxel dans l’axe longitudinal Oz etcorrespond à l’épaisseur effective ou réelle de coupe. L’utilisationde pitchs inférieurs à 1 et d’un incrément de reconstructionégalement inférieur à 1 permet d’obtenir une résolution dans l’axe Zinférieure à l’épaisseur de coupe : une acquisition en 4 × 1 mm avecpitch inférieur à 1 et incrément de 0,6 mm permet d’obtenir unerésolution axiale d’environ 0,8 mm [7]. La réduction de l’incrémentne permet d’améliorer la résolution que jusqu’à une certaine limitequi ne va pas au-delà de 50 % de l’épaisseur nominale.

Angle deprojection Plan de

reconstruction

360

270

180

90

0

0 1 2 3

180°

2 points

Z

Pitch 1

Angle deprojection Plan de

reconstruction

360

270

180

90

0

0 1 2 3

180°

2 points

Z

Pitch 2

37 Scanner monocoupe : le nombre de données pour re-construire une coupe et donc le rapport signal sur bruit estindépendant de la valeur du pitch.

Plan dereconstruction

Pitch < 1 : 3 points d'interpolation

Z

1e hélice

2e hélice

Ang

le d

e pr

ojec

tion

en d

egré

s

360

270

180

90

01 2 3 5 4 6 7 8

38 Algorithmes de reconstruction pitch < 1.

Plan dereconstruction

Pitch < 1 : 2 points d'interpolation

Z

1e hélice

2e hélice

Ang

le d

e pr

ojec

tion

en d

egré

s

360

270

180

90

010 2 3 54 6 7 8 9

39 Algorithmes de reconstruction pitch > 1.

Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10

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Définition de l’épaisseur effective

L’épaisseur effective ou épaisseur réelle de la coupe est difficile àcalculer. Elle peut être évaluée à partir du profil de coupe quireprésente la distribution sur l’axe Z du rayonnement reçu par lesdétecteurs.

• Profil de coupe en scanner séquentielLe profil de coupe a une forme presque rectangulaire (fig 40), c’est-à-dire que l’épaisseur réelle de coupe est quasiment identique àl’épaisseur nominale choisie par l’opérateur.

• Profil de coupe en scanner hélicoïdalLe 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 widthat half maximum).

Facteurs modifiant l’épaisseur effective

L’épaisseur effective dépend de la collimation mais également dedeux autres facteurs, le pitch et l’algorithme d’interpolation. L’effetde ces paramètres est différent en scanner monocoupe oumulticoupe.

• Scanner monocoupeInfluence du pitch.Plus le déplacement de la table est important par rotation de 360°(plus le pitch augmente), plus la distance d’interpolation desdonnées 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 parrapport au mode 180° linéaire. L’épaisseur réelle de coupe est doncplus importante avec un algorithme 360° que pour un algorithmede 180° (tableau III). L’algorithme 360° n’est donc pas utilisé au-delàd’une valeur de pitch de 1.Si l’on considère l’augmentation en valeur absolue de l’épaisseureffective de coupe, on constate que pour des épaisseurs de coupes

élevées, la majoration est significative (et en conséquence ladégradation de la résolution spatiale) mais qu’elle devient tout àfait tolérable si l’on choisit des coupes fines. L’utilisation de pitchsélevés n’est licite qu’avec une faible épaisseur nominale.

• Scanner multicoupeL’application d’algorithmes non linéaires permet d’obtenir un profilde coupe et donc une épaisseur effective minimale qui resteconstante quel que soit le pitch choisi jusqu’à une valeur de pitch de2 (tableau III).

Avantages et inconvénients d’une résolution spatiale longitudinaleélevée

Le scanner multicoupe permet d’acquérir un volume important avecdes coupes millimétriques ou submillimétriques. Les reconstructions2D planes ou curvilignes et 3D surfacique, MIP (projectiond’intensité maximale), rendu de volume (VRT) sont d’excellentequalité. Il devient possible d’approcher l’isotropie, c’est-à-dire unvoxel de taille identique dans ses trois dimensions [7] (fig 42).Il faut noter que pour atteindre l’isotropie, il ne suffit pas dediminuer l’épaisseur de coupe c. La taille du champ de vueconditionne les dimensions a et b du pixel dans le plan de coupe.Cette isotropie peut être approchée en acquisition 4 coupes sur despetits champs d’acquisition.Elle devient possible à grand champ avec l’acquisition 16 coupes :en exploration abdominale, la résolution dans le plan (a × b) estd’environ 0,5 mm avec un filtre standard. Avec l’utilisation d’uneépaisseur d’acquisition submillimétrique (0,75 mm) et d’unincrément de reconstruction d’environ 50 %, la résolution spatialelongitudinale c obtenue est de 0,6 mm [7]. L’analyse du volume serade qualité identique dans tous les plans de reconstruction.L’inconvénient théorique des coupes millimétriques ousubmillimétriques est une augmentation potentielle du bruit.Chaque fois que l’épaisseur de coupe est divisée par 2, le bruit estmultiplié par 1,4 (fig 43). L’épaisseur variable à la reconstructioncompensera cet inconvénient.

Épaisseur de coupe variable

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

Hauteurdu profilde 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 surle profil de coupe.

Tableau III. – Influence du pitch et de l’algorithme d’interpolation surl’épaisseur de coupe effective.

Épaisseurnominale 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 tailledu pixel (a, b) égale l’épaisseur de coupe c.

35-170-A-10 Tomodensitométrie : principes, formation de l’image Radiodiagnostic

14

– la reconstruction initiale en coupes dites « natives » à l’épaisseurminimale est nécessaire pour garantir des reconstructionssecondaires multiplanaires de qualité optimale ;

– ces reconstructions secondaires peuvent se faire à épaisseur plusimportante que la reconstruction native pour améliorer le rapportsignal sur bruit et donc la résolution en densité sans augmenterl’irradiation ;

– en somme, si la reconstruction des coupes natives reste nécessaire,leur interprétation est de plus en plus remplacée par l’interprétationdes reconstructions multiplanaires [2] ;

– une reconstruction dans un plan donné peut être réalisée àdifférentes épaisseurs notamment en exploration ostéoarticulaire :des reconstructions fines avec filtre dur privilégieront la résolutionspatiale et l’étude de l’os et des reconstructions plus épaisses avecfiltre mou assureront une bonne résolution en contraste etamélioreront l’analyse des parties molles (fig 44).

L’acquisition en coupes fines permet donc d’approcher l’isotropie etla reconstruction à épaisseur variable permet d’obtenir un boncompromis dose/qualité d’image.

RÉSOLUTION TEMPORELLE

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

¶ Dans l’axe Z

Avec un scanner monocoupe, la résolution temporelle dépend dupitch choisi. Il faut trouver le bon compromis entre résolutiontemporelle, résolution spatiale et résolution en densité.L’augmentation du pitch privilégie la résolution temporelle. Àcondition d’utiliser des coupes fines, le compromis qualité/rapiditéest acceptable dans les explorations en apnée et avec injection decontraste.Le scanner multicoupe a permis une amélioration considérable de larésolution temporelle permettant un gain d’acquisition allant jusqu’àun facteur 28 par rapport au scanner monocoupe pour un mêmevolume exploré (tableau IV) [20]. Il devient possible de réaliser descoupes fines avec un pitch faible, sur un volume important, en untemps très court. Ces gains de temps substantiels sont surtout utilespour limiter les artefacts d’exploration des organes mobiles (cœur),augmenter les possibilités d’exploration en apnée (thorax etabdomen), et permettre l’exploration de grands volumes(exploration vasculaire).

¶ Dans le plan de coupe

Une résolution temporelle élevée dans le plan de coupe va permettreau scanner multicoupe de supplanter le scanner à faisceaud’électrons dans l’exploration cardiaque [17]. Cette amélioration de larésolution temporelle est multifactorielle.

Augmentation de la vitesse de rotation

L’amélioration de cette résolution temporelle est liée en premier lieuà 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 avecenregistrement simultané du signal ECG. L’acquisition en modeséquentiel est déclenchée en fonction de l’onde R pour acquérir lesdonnées en diastole : la technique de reconstruction partielle permetde reconstruire l’image à partir des données acquises pendant ladiastole : la résolution temporelle est d’environ 250 ms (fig 45) [19].

1 2 3 5 10 mmÉpaisseur de coupe

Bruit

Élevé

Faible

Épaisseur de coupe 1/2

Nombre photons X 50%

Bruit 1,4

43 Relation entre le bruitet 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 de2 (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

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 mm d’épaisseur en filtre mou (fenêtres parties molles) pri-vilégiant la résolution en densité.

*A *B

Z Données brutesnon utilisées

Données brutesreconstruites

250ms

ECG

temps

45 Scanner cardiaque : reconstruction partielle des données acquises avec synchro-nisation à l’électrocardiogramme. Résolution temporelle de 250 ms.

Radiodiagnostic Tomodensitométrie : principes, formation de l’image 35-170-A-10

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Synchronisation rétrospective à l’ECGL’acquisition est hélicoïdale et toujours couplée à l’enregistrementECG. Mais lors de la reconstruction, les données brutes sont triéesen fonction de l’ECG pour ne conserver que les données acquisespendant la diastole. De même qu’en technique de synchronisationprospective, l’onde R définit le point de départ utilisé pour lareconstruction de l’image.La résolution temporelle peut encore être améliorée jusqu’à trot/2Mpar l’utilisation des données acquises lors de M cycles cardiaquesconsécutifs (méthode multisectorielle). Le pitch doit être adapté à lafréquence cardiaque pour que chaque position z du cœur soit captéepar une coupe tout au long des M cycles cardiaques. Enfin, on peutégalement moduler le nombre de cycles utilisés pour lareconstruction en fonction de la fréquence du patient (fig 46) : uncycle en cas de fréquence basse jusqu’à quatre cycles pour lesfréquences élevées permettant de réduire la fréquence temporellejusqu’à 60 ms [6, 19].

ARTEFACTS

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

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

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

Les artefacts de sous-échantillonnage sont dus à une insuffisance demesures. Ils se traduisent par des lignes fines au sein de l’image.Pour les corriger, il faut augmenter le nombre de mesures endiminuant la vitesse de rotation ou en scanner multicoupe endiminuant le pitch.

Les artefacts de durcissement du faisceau, rencontrés notammentlors de la traversée de structures très denses (fosse postérieure) sontréduits avec la diminution de l’épaisseur de coupe à l’acquisitioncompensée par une épaisseur majorée à la reconstruction [1].

Les artefacts d’hélice sont propres au mode hélicoïdal mais sontmoins importants en acquisition multicoupe qu’en monocoupe. Ilsrésultent de la nécessité de réaliser une interpolation des données [5].Ils se traduisent par une distorsion de l’image et des anomalies dedensité linéaires ou en bandes particulièrement visibles auxinterfaces des structures à forte différence de densité et prédominenten périphérie des coupes reconstruites. Les artefacts d’hélice semanifestent aussi sur les reconstructions multiplanaires dans l’axe Z(reconstructions coronales). Pour les réduire, il faut commencer parréduire l’incrément de reconstruction puis la collimation et à défautréduire le pitch.

Les artefacts d’obliquité du faisceau augmentent avec le nombre decoupes par rotation. Ils ont été réduits par la mise au pointd’algorithmes d’interpolation planaires.

Enfin, les artefacts liés à la présence de structures métalliques sontpratiquement éliminés sur les machines les plus récentes grâce audéveloppement d’algorithmes spécifiques.

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90°270°

180°

1 cycleRésolution temporelle 250 ms

90°270°

180°

2 cyclesRésolution temporelle 125 ms

46 Résolution temporelle dans la coupe fonction du nombre de cycles cardiaques uti-lisés pour la reconstruction.

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