La qualité de l'image TDM dépend de l'appareil et de ses performances mais aussi, de celles de l'opérateur.

Les opérations permettant la réalisation d'un scanner X sont complexes et en grande partie automatisées. Cependant, plusieurs choix techniques restent du domaine de l'opérateur.

De plus, comme les présentations cliniques sont de grande variété, il ne peut exister une technique unique qui serait optimum dans tous les cas.

C'est pourquoi il est utile de citer les principes et les diverses techniques qui sont utilisables, de façon à ce que le manipulateur sache choisir, selon les cas cliniques, et de façon appropriée: le champ, les éléments, l'épaisseur des coupes, etc pour la réalisation d'images parfaites.

Le principal critère de qualité d'une image est sa résolution. Ce terme ne doit pas être confondu avec le terme "définition", qui caractérise en fait le pouvoir séparateur ou l'absence de flou. Ainsi l'on comprend que pour améliorer la résolution d'une image, il faut améliorer son contraste ou sa définition, ou mieux encore, ces deux paramètres à la fois.

Tout ceci est histoire de "système", c'est-à-dire capteur et d'autres composants de la chaîne de mesure, procédés de traitement, logiciels, et en particulier des meilleurs compromis "puissance mémoire vitesse" de l'ordinateur.

En effet, l'image n'est jamais spontanée et encore moins idéale: elle passe toujours par un "système" qui la dégrade. Les dégradations sont généralement de type:

 géométrique (instruments d'optique),
 ondulatoire (diffusion et diffraction de la lumière),
 mécanique (déplacement de l'objet dont on veut une image).

Des artefacts optiques ou psychovisuels interviennent également.

D'autre part, il faut tenir compte de perturbations diverses tels le bruit électronique, la limitation de transmission (bande passante), les artefacts de reconstruction.

Les tomodensitomètres peuvent être optimisés. On peut souhaiter une série d'amélioration de qualité de l'image:

 minimiser les causes d'artefacts dus au patient lui-même, à l'appareil et au deux à la fois;
 résolution spatiale, temporelle et en densité, améliorées;
 paramètres d'acquisition et prise de vue parfaites réalisées par le manipulateur, selon les contextes cliniques et l'information à faire voir;
 utilisation optimale des capacités de la machine.

Reprenons les différents paramètres techniques expliqué précédemment d'une manière plus poussée, afin d'expliquer en quoi le manipulateur a un rôle primordial et décisif lors de sa programmation dans le résultat de la qualité de l'image tomodensitométrique.

 Minimisation des causes d'artefacts

Les facteurs d'erreur sur les mesures de densité peuvent être liés à l'objet radiographié lui-même, et sont alors dénommés artefact; ils doivent être différenciés des facteurs d'erreur liés à l'imprécision de la mesure elle-même.

Les artefacts peuvent être dus au patient, à la machine mais aussi au deux à la fois. Les artefacts sont à reconnaître car ils peuvent être source d'interprétation erronée ou impossible. Comment les minimiser et même les faire disparaître pour une qualité d'image améliorée?

 Les artefacts liés au patient

Les artefacts de très haut contraste : couronnes dentaires, prothèses dentaires, plombage de dents, paire de lunettes, boucles d'oreilles, clips chirurgicaux, stimulateurs cardiaques, prothèses de hanche, valves cardiaques, fils chirurgicaux non résorbables, etc ... , faussent grandement les mesures d'atténuation des faisceaux de rayonnement les ayant traversés: les artefacts en résultant altèrent donc de manière particulièrement marquée la qualité de l'image.

Une prothèse métallique de hanche est la source d'artefacts radiaires qui faussent complètement les valeurs d'atténuation. Les structures anatomiques situées dans le plan de coupe ne sont visualisées que de façon sommaire.

Deux objets de haut contraste (2 prothèses métallique de hanche par exemple) situés sur des coupes axiales transverses sont à l'origine d'artefacts radiaires particulièrement important dans les zones situées entre ces deux objets.

On distingue alors généralement des artefacts radiaires à haut contraste (positif et négatif) à partir de l'objet métallique.

Le manipulateur veillera donc à éliminer les sources d'artefacts que le sujet est capable de retirer ou de faire retirer sans traumatisme, mais il faut qu'il puisse les remettre à la fin de l'examen s'ils lui sont indispensables.

Par contre, on laisse en place ceux qui sont impossible d'ôter bien évidemment, ou qui ne gênent pas. Le manipulateur s'arrange alors de programmer ses coupes en évitant généralement de les rencontrer:

 par exemple pour réaliser un examen du massif facial en coupes axiales, le manipulateur applique ses coupes parallèlement au palais osseux au-dessus des racines des dents pour éviter l'artefact des plombages de dents. Mais celui-ci est inévitable lors de coupes coronales pour ce même examen.

Il est donc indispensable d'établir un accueil et d'engendrer une communication avec le patient. C'est justement lors de cette conversation que le manipulateur se renseignera sur les possibles sources d'artefacts qui lui seront utiles d'éviter lors de sa programmation.

L'absorption du faisceau de rayons X ‚tant complète au niveau d'un objet dense, généralement, il y a souvent des images en rayons de soleil, rendant l'examen difficile à interpréter.

Une opacité osseuse très dense peut entraîner de longues stries en éventail au niveau de la protubérance occipitale interne sur une coupe de la base du crâne.

Par exemples dans une exploration du rachis lombaire, de la région cervico-dorsale ou de la fosse postérieure, il existe des artefacts de durcissement du rayonnement.

Les artefacts de durcissement du faisceau apparaissent au voisinage de tissus de forte densité, ou de produit de contraste en concentration élevée. Ils sont dus à des différences de densité très élevées au sein de la structure traversée, entraînant un durcissement non uniforme du faisceau. On distingue alors sur l'image une ombre dans et immédiatement à côté d'une structure à haut contraste.

Les programmes de reconstruction par ordinateur permettent d'atténuer dans une certaine mesure ces artefacts, mais non pas de les supprimer complètement. Les artefacts de durcissement ne provoquent habituellement que des opacités artefactielles peu importantes, mais ils doivent être pris en considération pour l'évaluation de faibles degrés de rehaussement (par exemple, accumulation de produit de contraste dans une lésion située au contact d'un bassinet opacifié).

Autres exemples, avant d'atteindre le rachis lombaire, le rayonnement X traverse les crêtes iliaques des deux os coxaux ce qui atténue considérablement le faisceau X et altère la qualité de l'image.

La même chose se produit au niveau de la charnière cervico-dorsale ou avant d'atteindre cette région, le rayonnement X traverse les deux épaules.

Pour cela, le manipulateur veillera à disposer les membres supérieurs des sujets derrière la tête lors de scanners des régions thoracique, abdominale ou pelvienne. En effet, il n'est pas nécessaire d'irradier des zones n'intervenant pas dans la région explorée et qui de plus altérerait la qualité de l'image !

Les mouvements du sujet (flous cinétiques) sont à l'origine d'artefacts et peuvent rendre l'examen ininterprétable; ils sont souvent difficiles à éviter chez un enfant ou chez un malade comateux agité.

Pour minimiser ces artefacts, le manipulateur réalisera une bonne contention de la personne:

 un "appui-tête" muni d'une mentonnière permet l'immobilisation du crâne pour la réalisation d'examen cérébraux par exemple.

 des sangles munies d'attaches Velcro permettent l'immobilisation de certains segments de membre comme par exemple les jambes et les pieds pour l'exploration d'une cheville en coupes axiales. Ceci est d'autant plus important sur cet exemple car des coupes fines et chevauchées sont généralement nécessaires pour la reconstruction de cette région en coronal ou en sagittal. Le moindre mouvement volontaire ou involontaire obligerait à recommencer l'examen. Ceci est d'autant plus gênant car il faut attendre la reconstruction de toutes les images avant de débuter une nouvelle reconstruction dans un plan différent, d'où une perte de temps considérable pour le sujet lui-même et pour l'équipe de travail.

N.B: Il est à rappeler que ces instruments doivent être radiotransparents. En effet, ils ne doivent pas eux-mêmes créer d'artefacts. Le manipulateur se souciera aussi de la propreté de ceux-ci en les nettoyant régulièrement. En effet, une sangle n'est pas é l'abri d'une "pollution" par de l'Iode lorsque l'on débranche un tube connecteur d'une seringue électrique par exemple. Plusieurs gouttes peuvent se déposer sur ces surfaces et comme les produit de contraste iodés sont incolores, le manipulateur ne se méfiera pas d'une éventuelle "contamination".

Une sédation de la personne peut aussi être réalisée lorsque celle-ci est inconsciente et/ou non-coopérante. Ce sont les cas des bébés ou des enfants de bas âges et des sujets comateux. C'est donc une technique permettant la réduction des artefacts cinétiques.

La plupart des artefacts de mouvement sont provoqués par les battements cardiaques et le déplacement du diaphragme lors du cycle respiratoire. Lors de l'acquisition d'une coupe TDM, le faisceau incident traverse, à de multiple reprises, l'organe en mouvement qui se trouve à chaque fois dans une position différente: de ce fait, son image ne peut être localisée de manière précise lors de la reconstruction. Les artefacts induits peuvent intéresser l'ensemble de la coupe, sous forme d'images en raies de densité variable, positive ou négative; elles peuvent simuler la présence de calcifications, notamment intracardiaques. Les artefacts de mouvement peuvent le plus souvent être reconnus sur le fait qu'ils persistent, à l'identique, sur plusieurs coupes contiguës ; un autre argument est apport‚ par la reconnaissance du contour de l'objet en mouvement, coupé tangentiellement par l'image en rayure de l'artefact.

Le déplacement du liquide gastrique pendant la coupe est à l'origine artefacts linéaires qui faussent les mesures d'atténuation du foie.

Le déplacement longitudinal du rein liés aux mouvements respiratoires crée une image en double contour simulant un hématome sous-capsulaire.

Or, il existe des mouvements que la personne peut contrôler:

Le manipulateur peut demander, par exemple, de gonfler les poumons et d'arrêter de respirer lors de la prise de vue lors d'un examen thoracique ou abdominal, par l'intermédiaire de sa voix ou d'une voix préenregistrée sur les machines les plus récentes. La solution de "ne pas respirer et bloquer la respiration" a été abandonnée car la prise de vue se faisait à différent stade d'inspiration; il arrivait parfois de réaliser des coupes supplémentaires pour sortir du foie par exemple, simplement parce que la personne bloquait la respiration différemment et changeait alors la position de son foie dans l'abdomen. Ainsi on a trouvé que de gonfler les poumons et d'arrêter de respirer tant pour un examen thoracique qu'abdominal était alors une solution parfaitement reproductible pour le patient lui évitant ainsi des irradiations supplémentaires.

Pour un examen de la région laryngée, le manipulateur demandera à la personne de respirer calmement sans avaler.

Le manipulateur veillera à expliquer ces différents artifices au patient, au début de l'examen, avant les premières coupes, afin qu'il les reproduise régulièrement et de la même façon tout au long de l'examen pour garantir une prise de vue parfaite.

Par contre, d'autres mouvements sont impossible d'être supprimer:

comme par exemple les battements du coeur ou le péristaltisme des intestins engendrant un flou cinétique fatal. 

 Les artefacts liés à l'appareillage

Tout d'abord le manipulateur prendra soin de la machine en lui garantissant sa propreté. Il nettoiera le lit, le statif et les objets annexes (sangles, appui-têtes) qui pourraient être souillés par des projections de liquides physiologiques et surtout par des produits de contraste iodés qui entraîneraient des artefacts et altéreraient la qualité de l'image.

Compte tenu du fait que les mouvements du statif se font à grande vitesse (un tour du sujet de 1 à 10 secondes) et, malgré des temps de pose très courts (quelques millisecondes), un certain flou cinétique est donc inhérent au principe même de l'appareillage sauf avec la rotation continue (où de plus, le générateur peut être "embarqué").

Pour les appareils de deuxième et troisième génération, les cellules de détection sont disposées radialement, donc il n'y a pas de correction de parallaxe et les détecteurs peuvent être épais. Ce n'est pas le cas pour les détecteurs disposés en anneau qui doivent être minces pour minimiser l'erreur de parallaxe. Par contre, pour les appareils de troisième génération, un même détecteur effectue toutes les mesures d'une couronne, inconvénient bien connu de ce type de scanner X. Il n'en est pas de même pour les scanners de première et deuxième génération, ou avec des détecteurs en anneau.

Enfin les appareils de troisième génération ont parfois des artefacts circulaires en cible qu'il faut savoir reconnaître.

Les filtres de reconstruction peuvent engendrer des effets de bords. Certains filtres provoquent une surélévation des bords des organes dont les contours sont à très haut contraste (poumons, os) simulant un espace sous-arachnoïdien dans une étude encéphalique ou des calcifications pleurales. Cet artefact est minimisé grâce au filtre Standard/Interbone qui limite les transitions brutales d'absorption des rayons X entre tissu à coefficient d'atténuation très différent.

Le désalignement des détecteurs crée des artefacts en anneaux, des structures linéaires ou arrondies autour du centre de l'image.

Une coupe hors du champ d'exploration crée une augmentation diffuse des densités dans les zones de l'image adjacentes aux coupes de l'organe qui dépasse les limites du cercle d'exploration (champ de mesures). Il en résulte des valeurs d'atténuation erronées.

 Les artefacts liés au patient et à l'appareillage

On peut rapprocher des artefacts le phénomène de volume partiel.

 Effet de volume partiel dans l'étude morphologique

Dans une coupe de certaine épaisseur, l'image reconstruite tient compte de toute l'information densitométrique contenue dans cette tranche.

C'est ainsi que pour un vaisseau d'orientation oblique, ou pour une structure pleine de même orientation, l'effet de volume partiel fait que la largeur apparente de la structure sur l'image est plus importante que la largeur réelle.

 Effet de volume partiel dans l'étude densitométrique

De même, dans l'interprétation densitométrique de certaines images, la valeur d'un pixel pour une coupe donnée correspond à la moyenne de la densité du voxel correspondant de la structure étudiée. Si celle-ci a une hauteur plus importante que l'épaisseur, la densité correspond à une certaine réalité. Mais si la structure n'occupe qu'une partie du voxel étudié, il y a une sous-évaluation de la densité correspondante.

C'est également (en plus de l'effet de gradient lié à la non-linéarité) par un effet de volume partiel que l'on explique l'artefact de "barre" plus ou moins opaque qui existe entre les deux rochers dans les coupes transversales de la base du crâne.

En pratique, le manipulateur sait que plus le gradient de densité est large entre le tissu pathologique et le tissu normal, plus large pourra être la coupe TDM. Ainsi, en matière de parenchyme pulmonaire, les coupes de 10 mm ont des avantages puisqu'elles permettent, en incorporant dans leur voxel une faible partie de l'élément examiné, de reconnaître des éléments de très petite taille avec des coupes relativement épaisses: un micro-nodule de 2 mm sera bien visualisé sur une coupe de 10 mm d'épaisseur grâce au gradient élevé lié à l'air.

A l'inverse, cet effet de volume partiel et de moyenne est tout à fait négatif dans le sens de la résolution en densité puisque les phénomènes de pollution peuvent s'incorporer dans, ou autour d'un nodule dans le cas des coupes épaisses: la densité d'un nodule sera plus proche de la réalité sur une coupe fine, millimétrique.

Pour lutter contre cet artefact, le manipulateur doit donc savoir que le choix d'épaisseur de coupe doit être déterminé par les gradients de densité des tissus examinés d'une part, par la taille de l'anomalie qu'il veut démontrer.

Le phénomène de volume partiel doit être connu et oblige à utiliser dans certaines régions, comme la selle turcique, les conduits auditifs internes, des coupes très fines, si possible millimétriques, pour minimiser ce phénomène.

Pour cela, en pratique, lors d'une tomodensitométrie cérébrale, le manipulateur réalisera plutôt des coupes de 3 mm d'épaisseur avec un espacement de 5 mm en sous-tentoriel (minimisation de l'effet de volume partiel créé par les rochers), et de coupes de 5 mm d'épaisseur tous les 5 mm en sus-tentoriel.

Pour une tomodensitométrie hépatique il réalisera plutôt des coupes de 7 mm d'épaisseur tous les 7 mm.

Chaque élément intervient par son volume propre mais aussi par sa densité propre, et quand le gradient de densité est important, un petit volume peut imposer au volume total son orientation de densité.

 Le choix des paramètres par le manipulateur

Pour tout diagnostic, le protocole d'examen est déterminé par un certain nombre de facteurs spécifiques permettant une amélioration de la qualité‚ de l'image qui amènent à répondre aux questions suivantes:

Quelle est la partie du corps à examiner? (Un large champ d'exploration requiert d'augmenter l'intervalle entre les coupes ou l'épaisseur de la coupe.)

 Quel organe ou quelle lésion cherche-t-on à mettre plus particulièrement en évidence? (Focalisation.)

 Quelles sont les interfaces qui ont une signification diagnostique? (Choix de l'épaisseur de coupe, inclinaison du statif.)

 Quelle est la résolution spatiale minimale pour le diagnostic? (Des structures à haut contraste comme l'os et le poumons sont bien visualisées avec des sections fines, une matrice appropriée et des temps d'acquisition courts.)

 Quelle est la résolution en densité nécessaire pour mettre en évidence les lésions suspectées? (La résolution en densité est améliorée par l'augmentation de l'épaisseur de coupe, la réduction de la taille de la matrice et l'augmentation de la dose par coupe.)

 Où sont les artefacts qui sont à éviter ou qui requièrent une diminution du temps d'acquisition?

 Quels sont les organes ou les structures à examiner avec un rehaussement optimal? (Les coupes sans produit de contraste aident à faire ce choix.)

 Quelles sont les régions du corps qui peuvent être visualisées correctement avec un simple rehaussement vasculaire? (Il est tout à fait essentiel que les régions de topographies défavorable à un bon examen soient identifiées d'abord sans produit de contraste.)

Le manipulateur devra alors, à chaque situation clinique, trouver un compromis entre un bon nombre de facteurs techniques pouvant influencer la qualité de l'image.

 Le facteur dose

Il s'agit du temps, du voltage et des milliAmpères seconde.

Les kiloVolts sont fixés avec, en général, un choix allant de: 80 à 150 kV. Le choix du manipulateur est donc très limité à ce niveau. Le générateur de rayons X crée un voltage et règle ainsi l'intensité des rayons X émis (Smartscan). Une augmentation du voltage entraîne une augmentation correspondante du flux de photons et une diminution du bruit de fond, grâce à une diminution de l'atténuation des rayons X et diminue ainsi le contraste de l'image. En revanche, la diminution du voltage entraîne une augmentation du contraste et crée des artefacts de durcissement de rayonnement.

Par contre, le temps de coupe sera choisi en fonction de l'examen et en fonction du sujet, le manipulateur jugera s'il est capable par exemple de ne pas bouger et de ne pas respirer ou non. Le temps de pose couramment utilisé sur les appareils de troisième génération est en général de 1 seconde. Il est possible de le descendre à 0,8 secondes (subseconde) en cas de flou cinétique suspecté chez un comateux agité. Ainsi avec les appareils de nouvelle génération, les temps d'acquisition peuvent être maintenant très courts; il n'est donc plus nécessaire d'administrer, en routine, des agents antipéristaltiques (Glucagon) pour réduire les artefacts de mouvements dus au péristaltisme intestinal.

Pour une dose constante, on ne peut réduire l'épaisseur de coupe sans diminuer la qualité intrinsèque de l'image; plus la coupe sera fine, plus le manipulateur sera contraint d'augmenter la dose, il faut donc augmenter les milliampères, et/ou le temps total de balayage, et/ou l'angle total de balayage.

Manque de constantes !

A nombre de détecteurs égal ce qui influe sur la qualité de l'acquisition c'est le nombre de degrés de tour qui est effectué pour une image, car cela augmente la fréquence d'échantillonnage.

! Une coupe très fine nécessite un flux incident de plus haute intensité et un temps plus long. Il convient, dans ces cas-là, d'augmenter le nombre de mAs. En effet, le bruit quantique est aléatoire, car la dispersion des photons est aléatoire. Quand la collimation est serrée, la partie du corps interrogée peut n'avoir reçu qu'une quantité insuffisante de quantas d'énergie laissant des espaces vierges entre eux.

La comparaison imagée qui permet de comprendre ce phénomène est celle d'un pommeau de douche dont le débit serait insuffisant et qui ne réussirait à mouiller le carrelage de la douche que d'une façon hétérogène: pour une bonne qualité de l'image, il faut un bruit quantique homogène, et donc soit une douche à fort débit pendant un temps court, soit une douche à faible débit mais pendant un temps plus long de façon à ce que tout le carrelage de la douche soit mouillé, de façon homogène.

L'utilisation d'un milliAmpèrage très élevé est particulièrement recommandé quand il existe des causes de flou cinétique nécessitant des temps de pose courts. L'augmentation du temps d'acquisition permet d'augmenter la dose et le nombre de mesures. Des temps d'acquisition de 3 à 4 secondes seraient donc réservés à des zones peu mobiles comme la colonne lombaire, la fosse cérébrale postérieure, le rocher. On peut aussi faire varier l'angle de rotation du statif allant de 200° à 720° ou même 900° (Overscan) améliorant la qualité de l'image par l'augmentation du nombre de mesures par les détecteurs.

Les temps d'acquisition courts minimisent les artefacts de mouvements qui sont responsables d'une dégradation des images et d'erreurs dans la mesure des densités. En revanche, si les temps d'acquisition courts réduisent la dose, ils augmentent le bruit de fond. Les artefacts de mouvements sont généralement plus néfastes pour la qualité de l'image que ne l'est le bruit de fond (par exemple sur le dôme hépatique); devant cette alternative, une moindre résolution en densité est le meilleur choix.

La capacité du tube de rayons X limite le nombre de coupes possibles par unités de temps à la dose choisie. En d'autres termes, la capacité du tube détermine la période durant laquelle le nombre de coupes choisi et la résolution spatiale ou en densité doivent être coordonnées. En fonction de l'épaisseur de coupe et de la taille de la matrice, la dose sélectionnée par coupe détermine le degré de résolution spatiale et en densité.

 Le choix des champs (Display Field Of View: DFOV)

Il s'agit du champ circulaire de mesures, que couvrent le tube de rayons X et les détecteurs. Les parties d'un objet qui sont en dehors du champ d'examen ne peuvent pas être imagées mais peuvent produire des artefacts. La taille du champ d'exploration doit donc être suffisamment grande pour inclure toutes les structures importantes à visualiser.

La taille du champ d'exploration correspond à la taille de la matrice. Celle-ci, en retour, détermine la taille du pixel. Le diamètre du champ d'exploration divisé par le nombre de pixels dans une rangée de la matrice détermine la taille du pixel.

La résolution spatiale finale de l'image reconstruite dépend de la dimension de son pixel. Par exemple pour un patient mesurant 52 cm de diamètre et représenté par une matrice de 340, le pixel vaut 1,3 mm; il faut donc utiliser à l'acquisition une matrice plus fine pour augmenter les performances finales de la reconstruction.

Le manipulateur conviendra alors d'adapter le diamètre de la coupe étudiée avec le champ de mesure, de façon à ce que les pixels utilisés soient les plus petits possibles et les plus significatifs possible.

Le DFOV sera toujours plus petit que le SFOV car il est impossible de reconstruire une image (pas de DATAS) en dehors du champ de mesures.

Ainsi un adolescent ou une femme svelte pourront bénéficier, pour l'étude de leur thorax, d'un simple champ de 260 mm, ce qui améliorera la qualité de l'image.

Il est important de bien "centrer" le sujet ou la zone à explorer. Plus petit sera le champ, plus petit (et performant) sera le pixel. Cependant sur certains appareils, le choix des champs d'acquisition est limité. Par contre, il conviendra toujours de choisir le champ de reconstruction le plus "serré" par rapport à l'objet. 

 La matrice

Une matrice est une grille d'éléments individuels (pixels) habituellement arrangés dans un carré à deux dimensions. La plupart des appareils ont des matrices de 256 x 256, 320 x 320, 512 x 512.

C'est la répartition et nombre des éléments de surface associés aux éléments de volume qui constituent le champ de mesure et le champ de calcul. Un gros pixel détermine une petite taille de matrice; un petit pixel détermine une grande taille de matrice.

Un gros pixel améliore le rapport signal sur bruit mais dégrade la résolution spatiale. Cependant le contraste est bon, il est à utiliser dans des régions où le contraste est mauvais. Pour l'exploration d'un foie, le manipulateur devrait utiliser une petite taille de matrice: 256 x 256, mais cela n'est jamais fait.

A l'inverse, un petit pixel dégrade le rapport signal sur bruit mais améliore la résolution spatiale. Le contraste de l'image est faible et donc à utiliser dans des régions où le contraste est élevé. Pour l'exploration d'une oreille, le manipulateur applique une taille de matrice élevée: 512 x 512.

Les inter-relations entre matrice d'acquisition, matrice de reconstruction, matrice de visualisation (déjà expliqué dans un chapitre précédent) sont faciles à imaginer, mais elles ne sont pas toujours transparentes pour l'opérateur.

Ainsi, il faut dissocier:

 une reconstruction de haute résolution avec effet zoom obtenues dès la matrice de reconstruction;

 l'expansion d'une image déjà reconstruite et présentée de façon différente sur l'écran (lecture en matrice 512 d'une image reconstruite en 256 en interpolant 2 pixels voisins) c'est un artifice informatique que l'on appelle "zip" ;

 le Zoom: il s'agit d'une technique permettant d'agrandir une partie de l'image. Le véritable zoom réalise une nouvelle reconstruction de l'image en intervenant au niveau des mesures brutes par un nouveau calcul et par la prise en charge de toutes les mesures effectuées dès l'acquisition.

Ceci est à différencier du zoom photographique qui ne consiste qu'en un agrandissement simple d'une partie de l'image: chaque pixel est agrandi 2, 4, 8 fois. L'image agrandie est toujours plus floue que l'image initiale. Elle a perdue en information, mais elle permet parfois une lecture plus facile de certaines régions par l'opérateur. Ainsi, la qualité de l'image en résultant est très médiocre. Un gros zoom grossit les pixels et altère la beauté et la qualité de l'image.

Le zoom de reconstruction permet d'utiliser toute la matrice (512 x 512) pour un champ réduit (130 mm par exemple): c'est le mode Haute résolution

 Le choix des coupes

Le premier temps de l'examen TDM consiste, avec l'analyse du dossier clinique et des clichés standards, à élaborer une tactique d'examen.

C'est elle qui s'inscrit sur le cliché de départ longitudinal.

Ainsi, le trac‚ des coupes choisies témoigne d'une réflexion médicale, d'un examen non automatique.

Les coupes seront jointives et fines sur une zone d'intérêt.

Il convient ensuite de choisir l'épaisseur des coupes. On sait que la collimation affecte l'épaisseur et la géométrie de la coupe, la résolution en densité et la dose d'irradiation.

De l'épaisseur des coupes dépendent aussi bien le nombre de coupes requises pour couvrir la région à explorer (la séquence), que le temps d'examen. Des coupes contiguës (lorsque le déplacement de la table est égal à l'épaisseur de coupe), des coupes qui se chevauchent (le déplacement de la table est inférieur à l'épaisseur de coupe), ou des coupes non contiguës (le déplacement de la table est supérieur à l'épaisseur de coupe) peuvent être pratiquées.

Le choix de l'épaisseur de coupe se fait en connaissant les lois du volume partiel (expliqué précédemment). L'épaisseur des coupes peut être déterminée par la complexité anatomique, elle-même déterminée en scanographie par la présentation des structures anatomiques vis-à-vis du plan de coupe.

 Contraste de l'objet à examiner et épaisseur de coupe optimale

La détection d'une lésion (L) dépend du gradient de densité entre celle-ci (dL) et les tissus environnants normaux (N) selon la formule:

(dL dN) x 1000 = nombre d'U.H.

Ainsi, l'utilisation de coupes épaisses au niveau du parenchyme pulmonaire suffit pour déceler la plupart des processus pathologiques pulmonaires. Même si seule une partie de l'anomalie est incluse dans la coupe, le gradient de densité est suffisant pour rendre l'anomalie visible. Inversement dans le foie, ‚tant donnée la faible différence de densité des lésions avec le parenchyme hépatique, la coupe doit être aussi fine que la lésion pour la détecter.

 Bruit et épaisseur de coupe optimale

La diminution de l'épaisseur des coupes entraîne une augmentation du bruit de fond, si l'énergie en photons par coupe n'est pas augmentée en conséquence. Ainsi, le bruit quantique augmente quand la dose utilisée diminue. Inversement, toute augmentation de dose surcharge le tube. C'est donc en fonction de la capacité du tube à rayons X que l'augmentation de la dose entraînera ou pas une augmentation de la pause entre deux coupes (délai entre les coupes ou paquet de coupes). Donc un compromis doit être trouvé, adapté à chaque cas particulier.

Grâce au scanner X à balayage spiralée volumique, l'absence de chevauchement ou d'espacement intercoupes donne un large accès à des reconstructions, dans le plan anatomique de son choix, ou tridimensionnelle. On peut donc accorder au balayage spiralé et à ses reconstructions les mêmes avantages multidirectionnels que l'Imagerie par Résonance Magnétique (I.R.M.). Malheureusement, la disparition des artefacts respiratoires ne s'est pas encore accompagnée de la suppression des artéfacts cinétiques cardiaques, car le temps de balayage de 1 seconde entraîne encore sur les reconstructions de fines marches d'escaliers.

 Les filtres de reconstruction

Les filtres de convolution utilisés pour améliorer la qualité de l'image avec rétroprojection peuvent être modifiés ou choisis en fonction de l'organe exploré. Plus la zone à explorer est dense, plus le filtre sera "dur".

Classification des filtres (du plus "mou" au plus "dur"):

- DOUX

- STANDARD Interbone/Peristaltic

- POUMON

- DETAIL

- OS

- BORD

Chaque pixel est entré dans un programme d'ordinateur qui analyse sa relation et notamment sa distance avec les pixels de voisinage. Les filtres peuvent réduire le bruit de fond et améliorer la définition de l'image et la netteté des contours. Une image filtrée peut être filtrée à nouveau si nécessaire (filtration secondaire). On doit cependant distinguer la filtration primaire réalisée durant la reconstruction de l'image de la filtration secondaire.

Les caractéristiques de ces filtres peuvent être: renforcement de bord, standard, haute résolution...

Ils sont destinés, comme je l'ai dit, à réduire ou à minimiser le bruit, à limiter les effets de transition brutale entre les tissus de coefficient d'absorption très différent. Il est certain que si le filtrage de type bord ("dur") domine, la résolution spatiale est améliorée. A l'inverse, le filtrage lisse ("mou") améliore la résolution en densité.

En pratique, le manipulateur utilisera un filtre dur, de type bord (OS ou BORD), pour la visualisation de structures denses, donc de hautes fréquences, comme le rocher dans son étude de l'oreille moyenne et interne. Ce filtre améliore la résolution spatiale, mais gare au bruit qui est, lui aussi, composé de hautes fréquences; le rapport signal sur bruit s'effondre alors!

Pour la visualisation de tissu mous, il utilisera plutôt un filtre lisse (DOUX) comme dans l'étude du parenchyme hépatique en améliorant la résolution en densité.

Dans l'étude du rachis lombaire, il est nécessaire de réaliser deux choses; le manipulateur utilisera d'abord un filtre mixte qui visualisera au mieux les structures denses et les structures "molles", c'est le filtre STANDARD. Il installera ensuite une double fenêtre: une fenêtre osseuse et une fenêtre parenchymateuse (visualisation des muscles paravertébraux et de la moelle épinière dans les pathologies discales: hernie discale)..

Ce même filtre peut être utilisé dans l'étude du cerveau ou de l'abdomen, il peut lui être attribué en effet deux "traitements" supplémentaires; ce sera le filtre STANDARD/Interbone qui limite les transitions brutales de coefficients d'absorption entre le parenchyme cérébral et l'os (os frontal, temporal, pariétal, occipital, rochers), et le filtre STANDARD/Peristaltic qui diminue, comme son nom l'indique en anglais, les phénomènes péristaltiques (donc un flou cinétique) engendrés, par exemple, par l'intestin grêle et le côlon.

Le filtre OS est utilisé dans l'exploration osseuse (hanches, chevilles, épaules) donc dans des zones denses. Cependant, celui-ci peut être utilisé, dans l'exploration du parenchyme pulmonaire, ce qui peut paraître curieux. En fait le filtrage OS permet de mieux visualiser le parenchyme pulmonaire et son contenu grâce à sa parfaite résolution spatiale. Le filtre DETAIL étant plutôt utilisé pour la visualisation du médiastin.

 Inclinaison du statif

On peut incliner le statif pour mieux mettre en évidence des structures morphologiques obliques par rapport au plan axial transverse. Ces structures (comme par exemple les disques intervertébraux) peuvent être ainsi visualisées sans effet de volume partiel, et les contours seront plus nets car ils seront abordés de façon tangentielle par le faisceau de rayons X.

 Adaptation des fenêtres

L'utilisation des fenêtres d'image a pour but d'accentuer le contraste visuel entre des objets présentant des valeurs d'atténuation très proches. Le concept de fenêtre repose sur la possibilité de déployer la totalité de l'échelle de gris sur une portion arbitrairement sélectionnée de l'échelle densitométrique, allant de 25 à 1000 UH (Window Width). Le centre de celle-ci (Window Level) détermine les objets dont les valeurs d'atténuation seront représentées dans les niveaux moyens de l'échelle de gris. Les fenêtres d'examen doivent être ajustées aux organes examinées; l'utilisation des fenêtres étroites a l'avantage d'une haute résolution en contraste, mais expose au risque de méconnaître une structure située en dehors de la fenêtre d'examen. Cependant, l'utilisation de fenêtre très étroites minimise l'effet de flou visuel. A l'inverse, l'utilisation de fenêtres larges entraîne une diminution de la résolution en contraste, et peut conduire à la méconnaissance de différences d'atténuation peu importantes.

 Administration de produit de contraste

L'étude des densités X réalisées par le scanner est plus de 100 fois plus précise que celle obtenue en radiologie standard. Il est ainsi possible de distinguer substance blanche et substance grise dont les densités diffèrent que 3 à 6 UH.

Le manipulateur peut, par accord médical, administrer un produit de contraste intraveineux ou peros pour améliorer la qualité des images, cela rend plus facile la visualisation des surfaces limitant les organes, et aide à juger de leur intégrité ou de leur franchissement par le processus infiltrant.

Le manipulateur expliquera alors au sujet bénéficiant de l'examen, qu'il sera susceptible d'être administré un produit de contraste. Le manipulateur lui fera savoir quand et comment ils seront introduits dans l'organisme, ainsi que les possibles effets désagréables pouvant être engendrés par ceux-ci lors de leur administration. Le rôle psychologique du manipulateur inhibe très souvent ces effets provoqués généralement par la nervosité et l'anxiété du sujet à passer son examen radiographique.

 Injection intraveineuse

Le manipulateur sera tenu de ponctionner une veine du bras généralement, selon les règles d'asepsie connues, afin de poser un cathéter par lequel sera injecté le produit de contraste. Ce geste peut se réaliser dans une pièce annexe pendant que l'examen précédent se termine dans un but simple de rapidité d'action pour la personne elle-même et pour l'équipe de travail.

Les produits utilisés sont de type uro-angiographiques. La perfusion lente, semi-rapide, ou l'injection en bolus grâce à une seringue électrique permet de visualiser les vaisseaux, les prises de contraste (tumeur, infection, parenchymographie, ...). On peut, au cours d'une injection en bolus, pratiquer très rapidement quelques coupes successives, soit au même endroit, soit en changeant d'endroit, pour étudier la cinétique de la prise de contraste dans une région donnée (angioscanner).

A la fin de l'examen, le manipulateur veillera à bien rincer la veine avec du sérum physiologique avant de retirer le cathéter car le produit de contraste qui est très souvent visqueux pourrait provoquer un thrombus d'une veine du membre supérieur, responsable d'une phlébite, surtout si le produit a été injecté chez un sujet hospitalisé par l'intermédiaire de sa perfusion. Il s'agira de bien rincer la tubulure et de vérifier son bon fonctionnement avant le retour de la personne dans le service d'hospitalisation. 

Un examen thoracique avec injection inta-veineuse de produit de contraste

 Injection intrathécale

Cette injection est réalisée par le médecin lui-même en ponction cervicale ou ponction lombaire. Le produit de contraste utilisé est de type non ionique, non myélotoxique.

A part la programmation de l'examen lui-même, le manipulateur réalisera une "préparation" de la peau du sujet grâce à des produits antiseptiques et selon la technique apprise, préparera le matériel adéquat, stérilement, et servira le médecin.

 Opacifications digestives

Elles permettent d'opacifier l'estomac, le grêle, le côlon grâce à des produits de contraste très dilués. Ceux-ci ne doivent pas en effet créer d'artefacts surtout de durcissement de rayonnement altérant la qualité de l'image. Cependant, ces opacifications permettent essentiellement d'éviter les artefacts dus à l'air digestif et de reconnaître les structures digestives.

Si la visualisation de l'intestin grêle suffit à elle seule, le manipulateur administra à la personne le produit de contraste choisi un quart d'heure avant le début de l'examen (2 verres à eau de produit de contraste iodé hydrosoluble par exemple). Si la région colique doit être visualisée, le service d'hospitalisation de la personne veillera à administrer la même quantité de contraste la veille au soir de l'examen. C'est à la secrétaire réalisant la prise de rendez-vous qui se doit de rappeler ce geste au service.

L'utilisation des produits de contraste aide à mettre en évidence, à exclure ou à mieux caractériser les différents processus pathologiques. Les coupes post-injection sont en général effectuées en complément des coupes sans injection.

Grâce au scanner X à balayage spiralé volumique, la concentration en iode peut être diminuée et l'injection peut être rythmée sur le temps de balayage. Le patient peut même rester en respiration calme sans que les mouvements verticaux du médiastin n'entravent la bonne visibilité des structures.

 La reconstruction multiplanaire

La reconstruction d'image selon des plans perpendiculaires ou obliques par rapport aux plans de coupe transversaux donnés par le scanner X sont généralement très utiles à la compréhension de certaines images pour l'opérateur.

Pour que de telles reconstructions soient exploitables, il faut que l'acquisition ait été faite avec des coupes fines et jointives ou même chevauchées. Cependant l'acquisition spiralée permet de très bonnes reconstructions multiplanaires d'obtention quasi-instantanée.

N.B: Pour réaliser des coupes fines, il ne faudra pas oublier que pour une bonne qualité d'image, il sera nécessaire d'augmenter la dose, c'est-à-dire les mA, ou le temps de pose, ou la révolution du tube ou les kV.

 Le problème du stockage

Le système comporte un certain nombre d'éléments qui sont avant tout des outils informatiques: calculateur, processeur-images, périphériques divers ainsi qu'une console de visualisation, des systèmes de reproduction et de stockage des images. Ce système a de nombreuses fonctions à remplir telles que:

 stocker les données brutes provenant du détecteur;

 reconstruire l'image selon une certaine matrice;

 stocker les différentes images reconstruites et les gérer;

 effectuer différents traitements mathématiques pour l'analyse d'image (filtres, zoom, ...);

 visualiser les images, avec différentes matrices, divers facteurs d'agrandissement et de contraste.

Tous les scanners X possèdent actuellement des disques magnétiques ou disques durs, qui permettent de stocker un certain nombre d'images et donc d'examens, constituant ainsi des archives d'images exploitables facilement à court terme, mais dont les capacités ne dépassent pas pour les disques durs les plus chers 4 ou 500 mégabytes (500 MB = 2000 images 512).

Pour stocker des images à plus long terme (stockage de masse), il faut avoir recours à d'autres systèmes de stockage comme les disques optiques numériques.

Ceux-ci permettent de supprimer le système de Floppy-Discs et le système de bandes magnétiques. Ils permettent de stocker 1 Gigabyte, et le temps d'accès aux images, une fois l'examen d'un sujet repéré sur le disque, ne dépasse pas 10 secondes. Le temps de stockage, après chaque examen, ne dépasse pas 1 minute. Des logiciels de compression de données permettent de diminuer la taille mémoire que représente une image: on distingue la compression des données sans pertes d'informations (facteur 2 à 4) et donc sans perte de qualité d'image, de celle avec perte d'information (facteur de compression pouvant atteindre 10 ou plus).

 Comment améliorer la résolution ?

L'obtention de la haute résolution dépend de l'exploitation optimale des capacités de toute la chaîne de l'appareil. Il ne suffit pas d'avoir des points forts, il faut ne pas avoir de points trop faible. Le maillon décisif réside dans le convertisseur analogique-numérique (CAN).

La radiologie standard améliore sa résolution spatiale en prenant le plus petit foyer, en diminuant le champ irradié et en rapprochant l'objet du film et l'écarter de la source, ou en agrandissant géométriquement: rapprocher l'objet de la source et l'écarter du récepteur. On exprime la résolution en nombre de paires de lignes (pl) que l'on peut distinguer par mm (en TDM, on peut mesurer la taille la plus petite que peut prendre l'unité d'image ou pixel ou garder la méthode des lignes). La résolution maximale en radiologie standard atteint 16 pl et 20 pl en agrandissement par 3. Or en TDM, la résolution maximale n'atteint pas 8 pl.

La résolution finale dépend des 3 résolutions différentes interférant l'une sur l'autre.

R = Résolution spatiale

+ Résolution en densité

+ Résolution temporelle

Le meilleur moyen est de "verrouiller" les "autres" résolutions:

 temporelle : les temps d'acquisition trop longs, la résolution temporelle rédhibitoire de récepteurs rémanents. La rotation continue ou la technologie de type Imatron sont des axes de réponses; 

N.B : Le ciné-scanner est un autre type de scanner, probablement appelé à un développement important. Un énorme canon à électrons projette un faisceau (collimaté et mobilisé par des bobines magnétiques) sur 1 à 4 anneaux-cibles en Tungstène, situés autour du patient. Le faisceau X naît de ces anneaux; il est alors collimaté sur deux couronnes de détecteurs, concentriques aux anneaux. Le balayage de chaque anneau se fait très rapidement par focalisation électronique. En mode cinéma, 30 images sont obtenues en moins d'une seconde.

 en densité : son insuffisance entraîne de faibles contrastes et donc de mauvais contours.

L'amélioration de la résolution passe par la suppression des causes d'artefacts de mouvement du patient (respiration, mouvements cardiaques et pulsations artérielles) et de la machine elle-même (rotation du tube avec phases de ralentissement), comme l'apportent les modèles avec rotation continue. La rotation continue peut être couplée au chariotage continu ce qui crée un mode de coupes dites en "spirale". L'acquisition est donc volumique et la coupe reconstruite est biais qui mélange les deux plans de coupe (celui du d‚but et celui de la fin de rotation... comme une orange pelée en spirale). Mais la perte d'information qui se fait dans le pas de spire est compensée par une accentuation de la dynamique de contraste c'est-à-dire du CAN (12 bits) et une amélioration de la résolution temporelle au niveau du CAN (2 MHz de fréquence d'échantillonnage).

La rotation continue représente une grande avancée; le scanner à rotation continue ne représente qu'une évolution des techniques scanographiques actuellement utilisées. 

 La résolution: résolution spatiale et résolution en densité

Certains paramètres de reconstruction sacrifient tel ou tel facteur au profit d'un autre:

 un filtre de type spatial (OS ou BORD ou POUMON) sacrifie la résolution en densité au profit d'un effet de bord favorable à la résolution spatiale. De tels filtres aboutissent à obtenir une résolution spatiale de quelques dixièmes de millimètres. ce sont ces algorithmes de reconstruction qu'il faut choisir si l'on veut de la haute résolution;

 inversement, un filtre de type densité (DOUX), très utile pour étudier un foie par exemple, ne permet pas de travailler avec une résolution spatiale supérieure à 2 mm.

  La résolution spatiale

Elle indique le plus petit détail visible à fort contraste. Elle augmente quand:

 la taille du foyer diminue,

 la largeur du pinceau de mesure diminue,

 le nombre de points de mesure par projection augmente,

 la taille de la matrice augmente,

 le temps de pose augmente,

 l'épaisseur de coupe diminue.

La fréquence d'échantillonnage, c'est-à-dire l'inverse de la distance entre 2 cellules voisines de mesure, doit être au moins deux fois plus grande que la plus haute fréquence (ou plus petite distance) des objets à échantillonner.

En ce qui concerne le scanner X à balayage spiralée volumique, la résolution spatiale de l'image obtenue est tout de même altérée. On minimise cette altération en réduisant l'épaisseur des coupes, ce qui va parfaitement dans le sens recherché d'une sommation en coupes épaisses et du détail en coupes fines. De plus, le phénomène de volume partiel en est aussi réduit.

 La résolution en densité

C'est la plus petite différence de contraste ou d'absorption décelable de façon significative par l'appareil. Elle dépend en grande partie du niveau de bruit qui parasite l'information utile. Elle dépend également du nombre de photons qui arrivent sur les détecteurs, mais aussi de la manière dont l'algorithme de reconstruction filtre ou amplifie ces fluctuations, résolution spatiale et résolution en densité ne sont pas indépendantes.

 La résolution temporelle

Le temps de réponse du détecteur est une caractéristique importante pour des scanners X rapides. Ce temps de réponse est habituellement inférieur à 5 millisecondes. Un temps de réponse bref et sans rémanence permet des mesures plus nombreuses et améliore donc la résolution temporelle.

La dernière génération de scanner X accélère encore l'acquisition et améliore de façon décisive cette résolution grâce à la rotation continue et au pas hélicoïdal spiralé. Selon la vitesse de déplacement, qui varie de 1 mm à 1 cm par seconde, on peut réaliser pendant la même apnée inspiratoire 24 coupes contiguës de 10 mm ou 24 coupes contiguës de 5 mm ou 12 coupes contiguës de 1 mm.

Les constructeurs annoncent maintenant 30 à 60 cm de longueur de corps un une apnée. Il devient donc possible d'étudier la totalité, ou la plus grande partie, du volume pulmonaire en une seule apnée de 4 secondes actuellement grâce au scanner multibarettes.

 Le bruit de fond

C'est l'imprécision statistique de la valeur du coefficient d'atténuation d'un élément d'une image, due à une fluctuation statistique du flux de photons.

Le bruit a différentes origines, comme dans toute machine utilisant des rayons X: bruit quantique, bruit électronique, bruit des détecteurs, ...

Le rapport signal sur bruit est amélioré quand:

 le kilovoltage augmente,

 les milliampères augmentent,

 le S.F.O.V. augmente,

 le temps d'acquisition augmente,

 l'épaisseur de coupe augmente,

 la taille du pixel augmente ( = la taille de la matrice diminue).

 L'uniformité

Le faisceau de rayons X va se modifier en quantité et en qualité lors de la traversée d'un milieu en fonction de son épaisseur.

Par ailleurs, pour un scanner X donné et un fantôme d'eau homogène d'épaisseur donné, l'amplitude du bruit est plus forte aux bords du champ qu'au centre; ceci est mesuré par l'uniformité spatiale.

L'effet de la non-linéarité inclut deux phénomènes: durcissement du faisceau de rayons X et effet de volume partiel.

Du fait des variations d'épaisseur traversée, le faisceau de rayons X se modifie, sur le plan énergétique, durant sa traversée. Si bien que les valeurs des coefficients d'atténuation varient d'un segment de l'organisme à l'autre et d'un individu à l'autre.

La topographie dans le champ (dans le corps humain) est donc susceptible de faire varier la résolution en densité.

 La Fonction de Transfert de Modulation (F.T.M.)

La ré‚solution spatiale sur un scanner X donné est mesurée par la F.T.M.. Elle se mesure en paires de lignes par millimètre.

Cette F.T.M. définit la relation entre le contraste de l'image et le contraste de l'objet. En effet, le contraste varie en fonction de la fréquence spatiale de l'objet. Plus la fréquence est élevée plus le contraste est diminué.

Celle-ci dépend de la dimension du foyer, des caractéristiques du détecteur, de la durée de balayage, de l'algorithme de reconstruction, et de la matrice de l'image reconstruite.

 Compromis entre résolution spatiale et résolution en densité

Si la région est facile à immobiliser et a un contraste intrinsèque élevé: la résolution spatiale est optimale (structure vertébrale), et des coupes fines sont alors possibles avec un temps d'acquisition élevé; la résolution spatiale n'en sera que peu altéré.

Le parenchyme pulmonaire n'est pas toujours facile à immobiliser mais présente un contraste élevé; des coupes fines sont alors ici, aussi, possibles.

Par contre, si un compromis est nécessaire entre résolution spatiale et résolution en densité (hernie discale lombaire), il faut utiliser une coupe d'épaisseur moyenne de 5 mm et un filtre STANDARD. Ceci n'est pas toujours possible, car il est souvent nécessaire de réaliser des reconstructions multiplanaires et donc de programmer des coupes fines.

Si la résolution en densité et le flou cinétique nécessitent un compromis, il faut une résolution spatiale de moindre importance: on réalisera alors des coupes de 10 mm (parenchyme intra-abdominal); les coupes épaisses améliore le rapport signal sur bruit et le faible temps d'acquisition utilisée réduira le flou cinétique. Cependant, il faudra en contre-partie augmenter les mA ou les kV.

 La rotation continue

La rotation continue instaurée en pathologie thoracique frise la révolution. Son application est un progrès important puisqu'en rotation séquentielle, nécessitant donc les opérations d'accélération et de décélération du tube qui immobilise l'équipe de travail longuement, il est possible de voir apparaître sur le moniteur de la console une coupe en moyenne toutes les 15 secondes. Cet espacement intercoupe est consommé avant tout par le temps de préparation du patient à l'apnée respiratoire, car le temps de cycle (temps de balayage de 1 s + intervalle entre deux balayages) n'est que de 5 à 6 secondes. L'étude séquentielle du thorax en coupes millimétriques ou centimétriques en rotation continue est comprise, selon les patients, entre 15 et 20 mn.

Mais l'intérêt considérable de cette rotation continue est le balayage spiralé. Le patient, avec cette technique, est soumis à un balayage de quelques secondes, jusqu'à 25 ou 30 secondes selon les appareils et maintenant d'environ 4 secondes avec les derniers modèles munis de 4 barettes de détecteurs! Si pendant cette période, la table sur laquelle le sujet est allongé se déplace, non plus de façon séquentielle mais continue, on obtient sur le thorax un balayage hélicoïdal qui est l'étude d'un volume thoracique dont le diamètre est celui de la cage thoracique et la longueur est le temps par la vitesse de balayage (pitch). Cette technique est appelée balayage spiralée volumique.

 La TDM Haute Résolution

Elle s'applique essentiellement à l'os, au cerveau, à l'ORL mais aussi au poumon...

Pour reprendre les méthodes d'exploration de la résolution en radiologie plane, la TDM est limitée: le foyer émetteur ne présente pas les possibilités du conventionnel, le positionnement du patient permet d'adapter le champ d'acquisition en jouant sur la focale (hauteur de lit), mais ceci est vite limité.

On peut réaliser un choix de zone de détecteurs, les autres ‚tant ignorés. Le pilotage des détecteurs se fait grâce à un déphasage adéquat de façon à ne prendre qu'un côté du corps par exemple.

On peut encore choisir de jouer sur le champ de vue (DFOV) uniquement lors de la reconstruction alors que les "datas" ont été recueillis sur l'ensemble du champ d'acquisition. On ne reconstruit que la zone d'intérêt. Les possibilités de champ et de foyer ont des limites en TDM. Cependant, on ne peut parler de Haute Résolution sans petit champ.

 Comment réaliser de la Haute Résolution ?

 La réduction du champ

Elle permet la réduction proportionnelle de la taille du pixel:

champ de 200 mm--> pixel = 0,5

champ de 90 mm --> pixel = 0,37

Pour les appareils de troisième gén‚éation, le faisceau éventail de rayons X change et qu'une partie (la zone explorée) du sujet est irradié. On fait rapprocher le lit de la source et on sélectionne l'angle d'ouverture du faisceau par l'intermédiaire du SFOV (plus le SFOV est petit, plus petit sera l'angle d'ouverture).

Pour les appareils de quatrième génération, on peut collimater le faisceau dans deux directions transversale et longitudinale et réaliser une collimation secondaire. Le champ réduit permet d'utiliser la moitié des détecteurs mais en lecture double et alternée grâce à la collimation dans 2 plans. Ainsi le "pas" de lecture décalé permet une interpolation qui améliore la localisation spatiale.

 La matrice 512 x 512

Cette matrice "serrée" améliore la qualité si les données brutes sont en prise directe et non pas extrapolées ("zippées") ou recalculées. La visualisation en 512 voire 1024 améliore la résolution spatiale mais relativement peu. La qualité des données brutes est déterminante.

 La finesse de coupe

Elle dépend de la collimation longitudinale primaire. En matière de parenchyme pulmonaire, une coupe de 1 mm comprend 5 couches d'alvéoles (une alvéole = 0,2 mm). On se souvient des alias du bruit quantique et donc de l'intérêt de monter les mA et chez les sujets gras, on montera aussi les kV.

 Le filtre spatial

C'est une suite de calculs renforçant les objets de haute fréquence et leurs contours donc les détails (filtres OS et BORD). Mais le bruit est aussi fait de hautes fréquences !

 Le convertisseur analogique-numérique

En fait l'essentiel, comme toujours, se joue au niveau de celui-ci. Sa mémoire tampon est plus ou moins spatieuse et sa vitesse-fréquence de travail plus ou moins élevée. La qualité optimale sera obtenue soit par un moyennage sur chaque pixel et donc une précision en densité soit par une interpolation qui localise mieux l'origine du signal et améliore la résolution spatiale de façon directe.

 Modulation du faisceau de rayons X

On agit aussi en modulant le faisceau de rayons X en le pulsant (100/s). Ainsi multiplie-t-on les projections et si le récepteur n'est pas rémanent, multiplie-t-on les mesures et donc la vérité. On peut aussi coupler la modulation de l'émission à la modulation de sélection des détecteurs: double foyer alternant leur pulses et modulation des détecteurs.

Au total, la TDM-HR est définie par les performances de chaque maillon de la chaîne et chiffrée par sa FTM (Fonction de Transfert de Modulation) en seuil de perception de paires de lignes. Aujourd'hui, les limites décisives sont à l'informatique et particulièrement aux CAN. En effet, les détecteurs mêmes anciens (chambres) approchent 0,25 mm de définition.