La Tomodensitométrie Principes / Techniques S Willoteaux, F Thouveny, A Bouvier, C Nedelcu, C Aubé CHU d Angers
Question Vous relisez avec votre senior l acquisition abdominopelvienne réalisée en garde chez un traumatisé, et vous suspectez une lésion supplémentaire au niveau du col fémoral. Votre senior vous propose de la confirmer sur des reconstructions adaptées. Pour cela, allez-vous devoir faire revenir le patient au scanner? En quoi cela dépend-t-il des conditions d acquisition initiales?
Terminologie Tomodensitométrie (TDM) / Scanographie Scanner Scanner Hélicoïdal +++ / Spiralé Scanners multibarrettes / multidetecteurs Scanner volumique Scanner monocoupe / multicoupe
Historique
«Capacités» Historique informatiques 1 sec. / Rotation < 1 sec. / Rotation 0.5 sec. / Rotation 71 85 86 87 88 89 90 91 92 93 94 95 96 97 98 99 00 01 02 03 04 05 06 07 Acquisitio n hélicoidale Double détecteur Scanner Multibarrettes
Principe technique
Faisceau de RX Texte L'atténuation mesurée par un détecteur dépend de toutes les structures traversées Détecteur Valeur moyenne Le détecteur mesure l atténuation des rayons X par l objet étudié
Mollet, N. R et al. Heart 2005;91:401-407 Copyright 2005 BMJ Publishing Group Ltd.
Halliburton Int J Cardiovasc Imaging 2009;25:153-164
Scanner de 4 Génération Détecteurs Mahesh M Radiographics 2002;22:949-962 2002 by Radiological Society of North America
Faisceau de Rayons X Le détecteur transforme le faisceau de rayon X en signal électrique Détecteur Signal électrique proportionnel à l intensité du faisceau de RX
2002 by Radiological Society of North America Mahesh M Radiographics 2002;22:949-962
Scanner monocoupe / Scanner Multicoupe
Scanner monocoupe Scanner multicoupe D après McCollough, The measurement, reporting, and management of radiation dose in CT 2008
Scanner monocoupe Flohr T G et al. Radiology 2005;235:756-773 2005 by Radiological Society of North America
Scanner monocoupe Scanner multicoupe Mahesh M Radiographics 2002;22:949-962 2002 by Radiological Society of North America
Goldman J Nucl Med Technol 2008;36:57-68
Scanner monocoupe Dalrymple N C et al. Radiographics 2005;25:1409-1428 2005 by Radiological Society of North America
Dalrymple N C et al. Radiographics 2005;25:1409-1428 2005 by Radiological Society of North America
Dalrymple N C et al. Radiographics 2005;25:1409-1428 2005 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Flohr T G et al. Radiology 2005;235:756-773 2005 by Radiological Society of North America
2007 by Radiological Society of North America Cody D D, Mahesh M Radiographics 2007;27:1829-1837
4 x 1.25 mm 4 x 2.5 mm 4 x 3.75 mm 4 x 5 mm Dalrymple N C et al. Radiographics 2007;27:49-62
16 x 0.625 mm 16 x 1.25 mm Dalrymple N C et al. Radiographics 2007;27:49-62
40 x 0.625 mm 32 x 1.25 mm Dalrymple N C et al. Radiographics 2007;27:49-62
64 x 0.625 mm 32 x 1.25 mm Dalrymple N C et al. Radiographics 2007;27:49-62
Mode séquentiel / Mode hélicoïdal
Mode séquentiel Une coupe acquise à chaque rotation de 360 Jusqu en 1989 Dans un plan de coupe fixe Puis translation de la table Puis nouvelle coupe acquise
Mode hélicoïdal (Apparition de la rotation continue) Rotation continue du tube autour du lit (actuellement au mieux 330 ms) Déplacement de table à vitesse constante
Début de l'acquisition hélicoïdale Trajet du déplacement en continu du tube Direction du déplacement de table Mahesh M Radiographics 2002;22:949-962 2002 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Rydberg J et al. Radiographics 2000;20:1787-1806 2000 by Radiological Society of North America
Définition du Pitch En monobarrette: Pitch = Av table pour 1 tour / Collimation En multibarrettes: Pitch = Av table pour 1 tour / Collimation totale Pitch volumique = Av table pour 1 tour / Largeur d'une barrette
Injection de produit de contraste iodé
Synchronisation Acquisition / Plateau de rehaussement Empirique Bolus test Détection automatique de l arrivée du produit de contraste
PROTOCOLES D INJECTION Bolus test: Séries à base dose après injection de 15 à 20 ml à 3.5-55 ml/s (utiliser le débit de l examen) et de sérum Temps idéal : pic de rehaussement + 3 à 5 sec Avantages : diminue l effet de surprise de l injection permet de faire débuter l apnée quelques secondes avant le début de l injection pour éviter les artefacts de mouvements sur les coupes les plus hautes Détection automatique de l arrivée de produit de contraste: Le choix du seuil variant de 120 à 200 UH, Avantage : une seule injection de produit de contraste
Paramètres d acquisition
Kilovoltage Les tensions disponibles vont de 80 à 140 kv La dose délivrée est proportionnelle au carré de la tension
Intérêts de la réduction du kilovoltage Réduire la dose de façon significative Le passage de 120 à 100 kv permet de diminuer l irradiation de 50 % En angioscanographie: Augmenter le contraste en raison d une absorption plus élevée de l iode à bas kilovoltage
La dose délivrée est proportionnelle au carré de la tension
Milliampérage Adaptation manuelle en fonction de la corpulence du patient Adaptation en fonction de la région à explorer: réduction pour les régions à fort contraste naturel (sinus, poumon) maintenu élevé pour les régions à faible contraste naturel (encéphale, foie)
Milliampérage La dose diminue linéairement avec la réduction des mas Mais le bruit augmente d un facteur égale à la racine carré de cette réduction. Si on divise les mas par deux on augmente le bruit d un facteur 1,4.
mas efficace Eff mas = ma * temps rotation / Pitch Pitch= Avancée de table par rotation/ Collimation totale Le courant va être modulé en fonction du pitch à fin de conserver le rapport signal sur bruit constant quel que soit le pitch choisi
Milliampérage La dose diminue linéairement avec la réduction des mas Mais le bruit augmente d un facteur égale à la racine carré de cette réduction. Si on divise les mas par deux on augmente le bruit d un facteur 1,4.
Pitch= 0,5 mas eff constants Rapport Contraste / Bruit constant Pitch=1 A mas constants => la dose est indépendante du Pitch choisi Variable selon les constructeurs Pitch=2
Systèmes automatiques de modulations de doses Modulation du milli ampérage selon l axe x-y Modulation selon l axe z Scanner cardiaque: modulation selon l ECG
En fonction de la corpulence du patient En fonction de la position en z Dispositifs de réduction de dose Modulation de l intensité En fonction de l absorption mesurée en cours de rotation En fonction de l incidence sur chaque rotation
Modulation de la charge selon la morphologie du patient Lee, C. H. et al. Radiographics 2008;28:1451-1459 Copyright Radiological Society of North America, 2008
Modulation de la charge selon l'atténuation dans l axe z Module le courant de tube(ma) en fonction du profil de densité longitudinal du patient (axe Z). La variation d atténuation est mesurée d après les données du topogramme. Lee, C. H. et al. Radiographics 2008;28:1451-1459 Copyright Radiological Society of North America, 2008
Modulation angulaire Mesure de l absorption du sujet, pour la coupe considéré, sur la première partie de la rotation Modulation de la charge sur la seconde partie, en fonction des données recueillies Input mas Atténuation asymétrique mas Sans modulation angulaire mas Avec modulation angulaire Cou Epaules Thorax Cou Epaules Thorax z 63 z
Texte Lee, C. H. et al. Radiographics 2008;28:1451-1459 Copyright Radiological Society of North America, 2008
Modulation dans les plans xy et z Lee, C. H. et al. Radiographics 2008;28:1451-1459 Copyright Radiological Society of North America, 2008
Durée de rotation du tube Paramètre accessible à l utilisateur Au mieux 0,33 à 0,4s Jusqu à 1 s Scanner cardiaque Scanner des artères des membres inférieurs
Reconstructions
Champ de vue Dalrymple N C et al. Radiographics 2005;25:1409-1428 2005 by Radiological Society of North America
Champ de vue / Exemple Coeur Le champ de vue doit être centré et zoomé sur le cœur Une reconstruction avec un champ de vue large doit être réalisée en fenêtre parenchymateuse, même si la totalité du thorax n a pas été couverte par le volume d acquisition
Filtres de reconstruction «Appliqués» sur les données brutes Filtres «durs» ou spatiaux: représentation des limites anatomiques et les détails de l images mais conserve le bruit de l image Filtres «mous»: meilleur discrimination des structures à faible écart de densité
4 mm / Filtre standard 1 mm / Filtre «dur» Flohr T G et al. Radiology 2005;235:756-773 2005 by Radiological Society of North America
Choix du filtre de reconstruction Reconstruction en filtre «dur», spécifique à la visualisation des stents (B46f). Images «bruitées» mais meilleur analyse de la lumière intra- stent Ici, hypodensité intra-stent témoignant d une resténose
Epaisseur de coupe / Incrément
2.5 mm / 2.5 mm 2.5 mm / 1.25 mm Plan Coronal Dalrymple N C et al. Radiographics 2005;25:1409-1428 2005 by Radiological Society of North America
Fenêtre de visualisation
Echelle de Hounsfield Les coefficients de densités des différents tissus sont exprimés en unités Hounsfield. L'éventail varie de -1000 à +1000: valeur de 0 pour l eau, -1000 pour l air et +1000 pour le calcium.
Echelle de Hounsfield L oeil humain ne distingue que 16 niveaux de gris => les 2000 paliers de densités ne peuvent être vus simultanément. La fenêtre correspond aux densités qui seront effectivement traduites en niveau de gris
Echelle de Hounsfield Deux paramètres modulables définissent la fenêtre utile de densité: Le niveau (L) : valeur centrale des densités visualisées La largeur (W): détermine le nombre de niveaux de densité: En augmentant la fenêtre, l image s enrichit de niveaux de gris mais le contraste diminue entre les structures de l image. En diminuant la fenêtre, le contraste augmente.
Echelle de Hounsfield au niveau cérébral
Question Vous relisez avec votre senior l acquisition abdominopelvienne réalisée en garde chez un traumatisé, et vous suspectez une lésion supplémentaire au niveau du col fémoral. Votre senior vous propose de la confirmer sur des reconstructions adaptées. Pour cela, allez-vous devoir faire revenir le patient au scanner? En quoi cela dépend-t-il des conditions d acquisition initiales?