un système d'acquisition comportant lui-même différentes composantes: une source de rayons X, un générateur, des détecteurs, et un statif,
un système de traitement des données comprenant des systèmes rapides de reconstruction, des filtres de reconstruction, une matrice, ...
un système de restitution et de visualisation des données grâce à une console et à une méthode de fenêtrage de l'image,
un système d'archivage donc d'enregistrements des données sur différents supports de gestion et stockage.
Les scanners X ont évolués dans le temps.
Ainsi les appareils de première génération comprenaient un seul détecteur qui effectuait des rotations.
Les appareils de deuxième génération comprenaient un tube à rayons X solidaire d'un seul détecteur qui effectuait successivement un mouvement de translation puis un mouvement de rotation autour du patient. La production d'un signal de mesure représentant le profil d'absorption était engendrée à chaque mouvement de l'appareil. Ce procédé était répétait jusqu'à ce que la personne ait été traversée sous de nombreuses directions, ce qui demandait des acquisitions de plusieurs minutes par coupe.
Les troisièmes et quatrièmes générations sont apparues simultanément. Seul leur aspect technologique les différencie. Elles emportent plusieurs centaines de détecteurs. Ce sont des éléments individuels juxtaposés. Cela permet une exploration optimale car le faisceau, en éventail, porte à chaque projection sur la coupe entière du sujet. Ainsi pour chaque mesure, la coupe est traversée par un faisceau en éventail dont l'angle d'ouverture est de 42° en général. Ce faisceau collimaté est reçu par chaque détecteur (3ème génération) ou par les détecteurs concernés (4ème génération).
Dans la troisième génération, les détecteurs sont solidaires du tube.
Dans la quatrième génération, les détecteurs sont en couronne et fixes, le tube tournant dans la couronne. Mais les appareils appartenant à ce type de génération sont très coûteux du fait du nombre de détecteurs et à la maintenance.
Alors ces machines sont maintenant peu à peu délaissées au profit des appareils de troisième génération (en fait le nombre de mesures est supérieur dans la troisième génération, car le nombre de mesures dépend du nombre de détecteurs et de la fréquence d'échantillonnage, et surtout au dernier type de scanner X à rotation continue et au pas hélicoïdal spiralé qui permet l'enregistrement d'un volume grâce à cette rotation continue du tube à rayons X-détecteurs couplée à un déplacement continu de la table.
Le système d'acquisition
Le tube à rayons X
La capacité calorifique des tubes à rayons X varie selon les constructeurs. La plupart utilise des tubes à anode tournante en Graphite avec des pistes en Tungstène ou en Rhénium (3000 à 12.000 tours/mn) permettant une capacité calorifique élevée (jusqu'à 1000 kiloJoules (kJ)) et une puissance conventionnelle augmentée.
Les foyers utilisés mesurent le plus souvent 0,4, 0,6, 1, ou 1,2 mm. Le rayonnement est l'objet d'une préfiltration de 0,2 à 2 mm de Cuivre placé sur la fenêtre de la gaine qui enferme et protège le tube. Le préfiltre permet de supprimer les rayons de grandes longueurs d'ondes (rayons mous) qui sont absorbés par la peau du sujet (augmentation de la dose) et qui ne participent pas à la qualité de l'image.
Les rayonnements X sont émis sous une tension de 80 kV à 150 kV. A cette tension, la modalité d'interaction avec la matière prédominant est donc celle de l'effet Compton. Le choix de cette tension a été fait pour diverses raisons :
limiter la variation de la dynamique d'absorption des rayons X selon les diverses régions du corps humain ;
accroître le rendement de transmission des informations reçues par les détecteurs en diminuant la proportion de rayons X absorbés par le corps humain ;
le bruit statistique diminue beaucoup au-delà de 70 keV (kiloélectroVolt) d'énergie moyenne du faisceau de rayons X ;
Remarque : dans certaines applications particulières (TDM à double énergie), l'émission de rayons X peut se faire à deux tensions différentes (par exemple 125 kV et 85 kV). Pour ce type d'appareil, l'émission de rayons X s'effectue alternativement avec un pulse à 125 kV et un pulse suivant à 85 kV. En effet, si une région du corps est examinée deux fois, avec un kiloVoltage différent, les substances contenant des éléments à numéro atomique supérieur (calcium, fer, ...), subiront de plus grandes différences d'atténuation que les éléments à numéro atomique inférieur (tissus mous, graisse). On pourra donc obtenir une information concernant la concentration de ces substances dans le tissu étudié. La technique est utilisée essentiellement en ostéodensitométrie.
Le générateur
C'est un générateur triphasé classique (150 kV - 800 à 1000 mA) pour la plupart des constructeurs.
L'émission de rayons X, pendant un balayage, peut être soit continue soit pulsée.
Même si l'émission de rayons X est continue, la détection est intermittente grâce à un système d'interruption de l'électronique de mesure placée en aval des détecteurs, ce qui aboutit à un temps de pose de quelques millisecondes.
Les interruptions sont utilisés pour la mise à zéro des détecteurs.
Le nombre de mAs (milliAmpère seconde) par pulse, en émission pulsée, varie de 150 à 700. Pour obtenir un nombre de photons suffisant pour les mesures, la charge du tube (mAs) est d'autant plus importante que la coupe est fine, et que le temps de pose est plus long.
Les détecteurs
Ils contiennent l'un des points clés de la qualité de l'image et des performances d'un tomodensitomètre.
Pour chaque système de détection sont à préciser :
le nombre et la taille des cellules de détections ;
le temps de réponse ;
le rendement de détection ;
la stabilité différentielle des cellules.
Trois grands types de détecteurs sont utilisables:
LES SCINTILLATEURS
Ce sont des détecteurs utilisant l'excitation des électrons. Il s'agit de cristaux photoluminescents (Iodure de Sodium généralement) transformant les photons X absorbés en photons lumineux (le nombre de molécules excitées est proportionnel à l'énergie perdue (Ep) par la particule dans le scintillateur et le nombre de photons émis est proportionnel à Ep).
Ceux-ci sont captés par la photocathode d'un photomultiplicateur et convertis en électrons par effet photoélectrique.
Le multiplicateur d'électrons augmente le nombre d'électrons créé‚s grâce à des dynodes chargées de collecter le courant amplifié grâce à des ponts de résistance permettant de répartir une Haute Tension entre les différentes dynodes, la différence de potentiel ainsi créée accélère alors ces électrons entre deux dynodes.
Le photomultiplicateur a donc pour but de créer de l'électricité et d'amplifier le signal d'entrée par ces différents artifices.
Le temps de réponse est assez faible (quelques millisecondes), le rendement intéressant, mais la rémanence relativement importante allonge le temps d'acquisition, et ces détecteurs posent des problèmes d'encombrement et de poids s'ils sont très nombreux.
LES CHAMBRES D'IONISATION
C'est le système le plus utilisé actuellement. Les cristaux sont remplacés par des chambres d'ionisation au X‚ non sous pression (20 à 50 bars). Les cellules de Xénon sont séparés par des cloisons en Tungstène d'épaisseur égale à 0,5 à 2 mm (électrodes). La hauteur des cellules varie de 20 à 30 mm. Les cloisons sont alignées selon la projection conique du rayonnement X incident.
Le nombre de cellules varie entre quelques dizaines et quelques centaines pour un scanner de troisième génération, plusieurs milliers pour un anneau. Ce système a une rémanence faible, sa résolution est limitée par la taille des cellules (de l'ordre du millimètre ou de la fraction du millimètre). Le rendement n'est pas toujours excellent (50 à 65%).
LES SEMI-CONDUCTEURS
Ce sont en principe des détecteurs d'avenir car ils sont de très petite taille et très sensible. Actuellement la rémanence reste non négligeable.
La géométrie du système
L'ouverture accessible au patient varie de 52 à 70 cm. Cette dimension facilite plus ou moins l'accès au patient une fois que celui-ci est positionné dans l'anneau, en particulier les gestes de branchements de seringues électriques et de ponctions tissulaires.
Le faisceau de rayons X recouvre ou non l'ensemble du corps du patient selon que l'axe longitudinal du patient est situé au milieu de la distance foyer-détecteurs, ou plus près du détecteur.
La distance foyer-détecteur (FDF) varie peu (autour de 120 cm) selon les constructeurs.
Le champ d'acquisition: Scan Field Of View (SFOV)
Il détermine le nombre de détecteurs mis en jeu pour l'examen (la surface concernée par l'intégrité des mesures). Ce champ est adapté à la structure à radiographier. L'ouverture de celui-ci est précisé par des termes le caractérisant: Small pour petit champ d'acquisition, Medium pour moyen, Large pour grand. Ainsi pour un crâne on utilisera plutôt un champ petit (Adult Head ou Ped Head), par contre, pour un abdomen on utilisera un champ large.
Selon les constructeurs, ces champs de mesures inclus dans la machine sont :
Crâne Pédiatrie : 9,6 à 25 cm Crâne : 9,6 à 25 cm Petit : 9,6 à 25 cm Large : 9,6 à 48 cm
La collimation
Il existe une collimation primaire solidaire du tube X (lames fines divergentes de Plomb) qui fixe l'épaisseur de coupe (de 1, 3, 5, 7 et 10 mm).
Un collimateur secondaire est placé devant les détecteurs. Il est destiné surtout à arrêter le rayonnement diffus‚ surtout lors de la réalisation de coupes épaisses. Il est fait d'une série de lamelles de Plomb d'un nombre égal et aussi fines que les cloisons intercellulaires des détecteurs. Comme en radiologie conventionnelle, on peut définir leur efficacité par leur rapport.
Le statif
Il comporte deux parties: l'ensemble de détection et le lit.
L'ensemble de détection (tube à rayons X solidaire de la rangée de détecteurs) se déplace autour du malade d'un angle variable et en un temps variable.
Son l'inclinaison craniopodal varie de plus ou moins 20° à 30° selon les constructeurs. L'inclinaison maximale à 30° permet des coupes frontales de la face et du crâne en position plus confortable (décubitus tête basse).
Le déplacement longitudinal du lit est de 150 cm environ. C'est l'élément auquel il faut prendre le plus d'attention car il est fragile. Il est à rappeler que c'est lui qui réalise l'incrémentation qui relève parfois du millimètre !
Tout appareil comporte un système de repérage de la position du malade au centre de l'anneau.
En effet l'alignement du sujet est aidé par un système de 3 faisceaux lasers: 2 latéraux et un sagittal. Les deux lasers latéraux définissent 2 plans, un vertical transverse et un horizontal coronal. Le laser sagittal définit un plan sagittal. Chaque faisceau laser trace sur le patient un trait fin, lumineux, souvent de couleur rouge et totalement inoffensif.
Le laser latéral définissant un plan vertical transverse est utilisé pour le centrage. Faire le "zéro" consiste, en pratique, à centré ce laser au niveau de la première coupe à réaliser déterminée par des repères cutanés (plan Orbito-Méatal pour le crâne par exemple), ou à centrer le topogramme sur des zones accessibles à la palpation (pointe de la xyphoïde pour l'abdomen, crête iliaque pour le rachis lombaire par exemples) de façon à visualiser la région du corps intéressée à la programmation des coupes (inclinaison, épaisseur, espacement, nombre).
LES MODALITES D'ACQUISITON DES INFORMATIONS
Elles peuvent se faire:
soit par déplacement longitudinal du lit par incréments de l'ordre du millimètre, l'ensemble tube-détecteurs étant fixe. C'est l'image numérique plane de scanographie appelée: mode radio, scoutview, surview, topogramme...
Le mode radio en matrice 512 x 256 peut être effectué sous plusieurs incidences (face ou profil); l'ensemble tube-détecteurs se place alors selon le cas soit à 0°, soit à 90° et reste fixe le temps de l'acquisition qui dure, en général, 6 secondes pour un grand champ d'exploration (exemple: thoraco-abdomen). Sur cette radiographie digitalisée peut être ensuite programmées les différentes coupes que l'on veut obtenir.
soit par déplacement circulaire de l'ensemble tube-détecteurs (coupes) pendant un temps de déplacement, et selon un angle et une épaisseur de coupe très variables et programmés en fonction des possibilités de l'appareil et du type d'examen, par le manipulateur.
Le balayage s'effectue selon un angle de rotation du statif de 200° à 720° ou même 900° selon le type de balayage, de statif, de constructeur.
Le temps de balayage varie alors de 1 à 14 secondes.
L'épaisseur des coupes varie entre 1 et 12 mm selon les appareils
La cadence des coupes qu'il est possible de réaliser à la suite sans interruption de la machine est très variable (de 12 à 40); encore faut-il préciser si ces coupes sont réalisées avec ou sans visualisation intermédiaire des résultats.
soit par déplacement longitudinal du lit et rotation simultanée: c'est l'acquisition hélicoïdal spiralée.
Le système de traitement des données : la reconstruction
Les profils d'atténuation
Par les détecteurs on obtient une série de mesures de l'atténuation résultant de la traversée d'une tranche du corps.
Une seule de ces projections ne suffit pas à reconstituer la structure de la coupe. Un mouvement de rotation de l'ensemble autour du grand axe de l'objet examiné permet alors d'enregistrer une série de projections de l'atténuation (profils) résultant de la traversée de la même coupe suivant différentes directions.
L'utilisation de méthodes mathématiques complexes nécessitant l'emploi d'ordinateurs conduit par "rétroprojection" des différents profils à reconstruire l'image de la distribution des coefficients d'atténuation au niveau de la section examinée. La phase de reconstruction comporte différentes méthodes:
soit des méthodes algébriques pour lesquelles il faut des outils mathématiques, et donc informatiques, très puissants;
soit la méthode de la transformée de Fourier qui est, dans la plupart des appareils aujourd'hui commercialisés, la méthode utilisée. Il s'agit d'un processus mathématique qui modifie une fonction en donnant ses valeurs en termes de fréquences de chacune de ses composantes au lieu des coordonnées spatiales de chacune de celles-ci ou vice-versa.
Quand l'angle d'incidence du faisceau de rayons X tourne autour de l'objet, le profil d'atténuation change et l'ensemble des profils ainsi acquis s'appelle un "sinogramme".
En fait, après une rétroprojection, l'objet reconstruit n'est pas aussi "pur" que l'objet initial. Le système de prise de vues a altéré le résultat et il faut, pour améliorer l'objet reconstruit, utiliser un artifice mathématique appelé déconvolution ou filtrage qui permet d'améliorer la netteté des contours d'un objet, et de produire des images sans artefacts.
Le principe de reconstruction de l'image numérique est analogue à celui du calcul des chiffres contenus dans une matrice, dont on connaît les sommes selon différents axes (colonnes et rangées).
Le principe de calcul matriciel effectué par l'ordinateur est réalisé en fonction des chiffres périphériques d'absorption mesurés par les détecteurs, l'ordinateur calcule les différentes densités rencontrées par les rayonnements dans chaque unité de volume de l'organe étudié (Voxel = VOlume element cELl = produit de la surface de l'élément matriciel de calcul par l'épaisseur de coupe). La matrice des scanographes varie entre 256 x 256 = 65.536 et 512 x 512 = 262.144, ce qui représente un grand nombre de mesures et une bonne définition de l'image scanographique (le pixel = PIcture element cELl = surface élémentaire de la matrice de l'image).
Quant à l'épaisseur de coupe (hauteur du voxel), elle varie actuellement entre 1 et 12 mm selon les appareils et selon les régions à explorer.
Les processus rapides de reconstruction
Au cours d'un balayage du scanner X, est recueilli un nombre de mesures extrêmement important (plusieurs centaines de milliers de mesures en une ou deux secondes). Les mesures proviennent du recueil du courant électrique à la sortie de chaque détecteurs; le courant électrique est lui-même intégré pendant le temps d'acquisition, et comparé, après transformation logarithmique, au flux de rayons X sortant du tube.
les mesures ainsi acquises, ou données brutes (ou DATA qui est la mesure sur un détecteur d'un profil d'atténuation sous l'incidence donnée), représentent le sinogramme. Ces mesures sont ensuite converties en mesures numériques et stockées sous forme brute, soit directement sur un disque dur, soit dans la mémoire centrale de l'ordinateur.
Habituellement, le nombre d'images qui peuvent être stockées sur le disque dur est relativement faible et si nécessaire les données brutes peuvent être transmises sur un moyen de stockage à long terme (disque optique).
Ces données sont transmises pour le traitement numérique à des processeurs rapides, assurant les fonctions habituelles des algorithmes de reconstruction (en TDM le terme d'algorithme englobe tous les procédés de reconstruction y compris la filtration. Il y a assimilation entre algorithme de reconstruction et filtre de convolution). Des processeurs spécialisés pour chacun de ces types d'opération mathématique permettent de réduire de façon considérable les temps de reconstruction d'image.
Ainsi, dans la majorité des cas, ce sont des images reconstruites qui sont stockées sur le disque dur et qui sont appel‚es ensuite par le manipulateur sur la console de traitement.
Avec des processeurs rapides et puissants, le temps de reconstruction de l'image est pratiquement égal au temps d'acquisition (ceci dépend bien sûr de la matrice utilisée, et du nombre de mesures réalisées).
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.
( Cliquer pour agrandir )
Les caractéristiques de ces filtres peuvent être: renforcement de bord, standard, haute résolution, mixte...
Ils ont destinés, à réduire ou minimiser le bruit, à limiter les effets de transition brutale entre les tissus de coefficient d'absorption très différent.
La matrice
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.
Sous le même mot de "matrice" peuvent être dissociées:
la matrice d'acquisition conditionnée par le nombre de détecteurs mis en jeu pour chaque projection ;
la matrice de reconstruction, similaire à cette matrice de détection, ou comportant un nombre de points plus faibles ;
la matrice de visualisation d‚pendant du nombre de points de l'écran cathodique de visualisation de la console. Actuellement ces écrans ont une excellente définition (512 x 512); certains constructeurs proposent des écrans plus performants (1.024 x 1.024) pour pouvoir présenter simultanément plusieurs images d'excellente qualité sur l'écran de visualisation.
Le système de visualisation des données
La console
La console est souvent composée d'un clavier servant à faire entrer les ordres et à étudier les résultats (fenêtres, mesures, manipulation de l'image) et de deux écrans à tube cathodique. Sur le premier écran sont visualisés les paramètres d'acquisition programmées par le manipulateur et sur le deuxième l'image reconstruite avec le numéro de l'examen, le nom et prénom du sujet exploré; la série et le numéro de coupe; la matrice, le champ, le temps de pose, l'épaisseur de coupe utilisées, etc.
L'écran cathodique servant à entrer les paramètres d'acquisition est maintenant remplacé, sur les machines les plus récentes, par un écran tactile qui facilite la programmation en évitant de rentrer celle-ci par l'intermédiaire du clavier qui peut être une méthode complexe est longue. Il suffit de balader le doigt sur l'écran en choisissant les cases permettant la modalité d'acquisition requise pour l'examen en cours. Maintenant, on a de plus en plus recours à l'utilisation de la "souris".
Le fenêtrage
Les coefficients d'atténuation linaire des différents tissus sont exprimés en unités Hounsfield (UH). L'éventail des UH varie entre +1000 et -1000 UH avec un valeur de 0 pour l'eau.
Mais sur certains appareils, l'éventail varie entre -1000 et +3000 voire +4000 UH pour permettre une meilleure analyse des structures osseuses.
Le pouvoir discriminatoire de l'oeil étant d'une vingtaine de tons de gris, il est nécessaire d'adapter l'image à la région à explorer de manière à exploiter au maximum les informations enregistrées.
La "fenêtre" représente par convention le nombre d'UH que le manipulateur décide de visualiser. Une fois la largeur de la fenêtre choisie, le milieu de cette fenêtre doit être également défini par rapport au zéro de l'échelle. En dehors de cette fenêtre, les tissus n'apparaissent pas.
En pratique le centre de la fenêtre (L: pour Level, Niveau en français) doit être voisin de la valeur de densité moyenne des organes que l'on veut étudier. La largeur de la fenêtre (W: pour Width, Largeur en français) consiste à déployer la totalité de l'échelle de gris sur une portion arbitrairement sélectionnée de l'échelle densitométrique.
Une fois que le niveau moyen et la largeur de la fenêtre ont été définis, l'ensemble du contraste de cette fenêtre est visualisé sous forme d'une certaine échelle de gris, par exemple 256 niveaux de gris. Mais cette échelle de gris, pour la visualisation, peut être réduite, par exemple à 16 niveaux selon les constructeurs.
Habituellement le manipulateur, en fonction du tissu analysé, choisit sa fenêtre et étale les 256 niveaux de gris :
une fenêtre large (W:2000 L:0). Chaque palier de l'échelle de 16 gris couvre 125 UH: mauvaise discrimination entre les tissus de densités proches ;
une fenêtre étroite (W:200 L:0). Chaque palier de l'échelle de gris ne couvre plus que 12,5 UH d'où une bonne discrimination des tissus compris dans cette fourchette de densité (-100 à +100 UH)
( Cliquer pour agrandir )
Toutefois, dans ces conditions, les structures ayant une densité supérieure à 100 UH apparaîtront uniformément blanches, et celles de densités inférieure à -100 UH apparaîtront uniformément noires, et ne pourront être analysées.
La plupart des machines disposent d'une possibilité de double fenêtrage permettant l'examen, sur une même image, de tissus de densité très différente (os et air au niveau du thorax par exemple).
Le champ de vue: Display Field Of View (DFOV)
Le DFOV, déterminé en cm, correspond au champ de visualisation de l'organe exploré. Ce champ doit occupé la totalité de l'écran pour une meilleure visualisation de l'image. Pour un crâne, le champ de vue utilisé sera plutôt de 22 cm. Par contre, pour un abdomen on utilisera un champ allant de 30 à 38 cm selon le corpulence du sujet. Il est à rappeler que le champ d'acquisition couvert par le SFOV sera toujours plus grand que le champ d'exploration (DFOV). En effet, il n'existe pas de données brutes (DATAS) en dehors du SFOV donc pas d'image.
Autres traitements de l'image
Indépendamment des filtres qui nécessitent le passage des données brutes à travers les processeurs rapides de l'image, il existe toute une série de fonctions de traitement de l'image disponibles sur les consoles: les fonctions d'agrandissement, d'histogramme de densité, les calculs de densité moyenne sur telle ou telle zone délimitée et choisie par l'opérateur sur l'écran (ROI: Region Of Interest), les calculs de surface, de longueur, ... La reconstruction d'image selon des plans perpendiculaires (coronal ou sagittal) ou obliques par rapport aux plans de coupe transversaux donnés par le scanner X. Dans ce domaine de la reconstruction d'image, quelques constructeurs proposent des logiciels appropriés pour obtenir des présentations en "3 dimensions". Des logiciels permettent même, une fois tel organe ou telle région reconstruite, de la faire tourner dans l'espace pour l'analyser sous différents angles de vue.
Archivage et reprographie
Archivage
L'enregistrement des données est fait désormais sur des disques optiques numériques permettant de ressortir ... tout moment l'ensemble des données de l'examen.
Le stockage à court terme est en général assuré à partir de disques durs dont la capacité en image est fonction des caractéristiques mêmes de cette dernière, à savoir :
taille de la matrice (256², 512², 1.024²) ;
profondeur de la matrice (nombre de bits)
Toutefois, les méthodes de compression permettent de réduire sensiblement la place occupée et d'augmenter le nombre d'images stockées.
Le stockage à long terme fut souvent réalisé à partir de bandes magnétiques, car moins onéreux; cependant, l'inconvénient de ce type de support est de ne pas pouvoir accéder de façon directe à une image donnée. Seul, l'accès séquentiel est autorisée, ce qui oblige un déroulement de la bande pour rechercher l'information, d'où perte de temps.
La reprographie des images
Le support film est encore et pour longtemps utilisé. Aujourd'hui, les reprographes reproduisent l'image à partir du signal vidéo. En tant que bout de la chaîne qui peut tout dégrader, la qualité du "repro" est décisive. La lecture laser est la meilleure.
un système d'acquisition comportant lui-même différentes composantes: une source de rayons X, un générateur, des détecteurs, et un statif,
Le système d'acquisition
Le tube à rayons X
LES SCINTILLATEURS 
