Tomographie par ordinateur avec rayons X (anglais: X-ray computer tomography (CT)) permet d'acquérir des images 3D de la structure interne d'objets opaques sans les ouvrir. L'objet est radiographié dans différentes directions pour obtenir plus d'informations sur la distribution spatiale du contraste d'absorption des rayons X dans l'échantillon qu'avec une radiographie normale. Pour ce faire, soit l'échantillon tourne entre la source de rayons X et le détecteur, soit (dans la plupart des applications médicales) l'unité de la source de rayons X et du détecteur tourne autour de l'échantillon. La projection des rayons X dans une direction est appelée transformation du radon de l'échantillon. A partir de l'ensemble de ces projections, l'image de contraste d'absorption des rayons X peut être calculée pour une section de l'échantillon à l'aide d'une transformée de Fourier. Une image tridimensionnelle de l'échantillon peut alors être calculée à partir de plusieurs de ces images en coupe.

La tomographie par ordinateur a été développée à partir de 1957 par les groupes d'Allen M. Cormack et Godfrey Hounsfield et est toujours sujette à un développement continu. Certaines étapes du développement technique de l'EC sont illustrées ci-dessous.

 

Scanner de translation / rotation

Dans les systèmes de première génération, l'unité source de rayons X et un seul détecteur sont décalés perpendiculairement à l'axe de rotation afin d'enregistrer les données d'une direction de projection. La source et le détecteur sont ensuite tournés d'un petit angle avant d'être déplacés à nouveau pour capturer les données de la direction de projection suivante. Avant de passer à la section suivante, le patient est déplacé le long de l'axe de rotation. Dans les systèmes de deuxième génération, jusqu'à dix sources et détecteurs ont été utilisés pour augmenter la vitesse d'enregistrement.

Fig. 1 : Tomographe de la première génération

Translation / rotation scanner CT

Scanner de rotation / rotation

Dans les systèmes de deuxième génération, l'unité composée d'une source de rayons X et d'une ligne de détection de section annulaire tourne autour du patient pour capturer les données d'image. Dans les systèmes plus récents, le détecteur est un détecteur de surface avec jusqu'à plusieurs centaines de lignes les unes à côté des autres, enregistrant des centaines d'images par tour (Fig. 2). Le patient est déplacé le long de l'axe de rotation pour couvrir toute la zone à examiner. Une variante moderne est le Helix-CT, dans lequel le patient est déplacé à une vitesse constante. En 2007, ces systèmes ont été capables d'enregistrer jusqu'à 320 images par seconde ou un cœur humain complet à 12 images par seconde.

Depuis 2005, il existe des systèmes avec deux unités de détecteur et source avec des énergies photoniques différentes. Ces systèmes sont mieux à même de faire la distinction entre les différents types de tissus.

Fig. 2 : Tomographe de la troisième génération avec
deux sources et deux lignes de détection

 

Rotation / rotation scanner CT

Scanner de rotation / stationaire

Dans les systèmes de quatrième génération, seule la source de rayons X tourne autour du patient. Le détecteur est un réseau fixe en forme d'anneau.

 

Fig. 3: Tomographe de la quatrième génération

Rotation / stationary scanner CT

Scanner à faisceau d'électrons (Electron beam scanner CT, EBCT)

Dans les systèmes de cinquième génération, la source de rayons X se compose d'une anode de cible en forme d'anneau et de plusieurs faisceaux d'électrons (marqués en vert sur la figure 4) dirigés vers les points cibles, où les rayons X sont générés. Le détecteur est un réseau fixe en forme d'anneau. L'avantage de ce système est l'absence de pièces mobiles. L'inconvénient est la nécessité d'un grand tube à vide et d'un système de direction du faisceau d'électrons.

Fig. 4: Tomographe de la cinquième génération

Electron beam scanner CT

 

Un grand nombre de scanners est utilisé pour des applications médicales avec la capacité de scanner et d'enregistrer des volumes aussi grands que le corps humain avec une résolution maximale d'environ trois points par millimètre (c'est-à-dire 75 dpi ou environ 2000 millions voxel (= pixel volumétrique) pour une personne de 75 kg). La figure 5 montre une image d'un système de tomodensitométrie réel et la qualité des images prises avec de tels systèmes. En micro-CT, la résolution spatiale est (en 2013) de l'ordre de 1/1000 à 1/2000 du diamètre de l'échantillon et elle atteint quelques centaines de nanomètres.

Clinical computer tomograph CT-image of a human head

Fig. 5 : Scanner tomographique clinique (à gauche) et image CT (à droite ) ©02

 

L'image ci-dessous montre une reconstruction 3D par tomographie par ordinateur de 17 tranches d'une tête humaine. Les zones sombres représentent les os, les zones grises les tissus et les zones blanches les cavités remplies d'air.

Animated CT image of a 3D-reconstruction of a human head

Fig. 6 : Reconstruction 3D d'une tête humaine à partir de 17 images de coupe CT

 

Comment obtenir une image tomographique à partir des données mesurées sur l'absorption des rayons X ? La figure 7 montre l'absorption des rayons X mesurée lors de la prise d'une image en coupe transversale d'une tête humaine à partir de la figure 6. Notez la ligne sombre en haut du signal détecté. Avec la radiographie horizontale de la tête, les faisceaux de rayons X doivent parcourir une longue distance à travers les os au-dessus des orbites. Cela absorbe la plupart des rayons X, créant la ligne sombre sur le détecteur !

 

CT absorption signal detected when a slice of a head is X-rayed

Fig. 7 : Signal d'absorption mesuré lors de l'enregistrement d'une image en coupe du TC ( dans cet exemple, la source ne passe que par un quart de cercle).

 

L'image CT peut être calculée à partir du signal d'absorption enregistré avec le détecteur de ligne par une projection dite arrière. Pour ce faire, les intensités détectées sont "projetées en arrière" du détecteur vers la source de rayons X et superposées dans la zone de l'objet radiographié. La figure 8 montre la superposition de la projection arrière des signaux détectés à 90° et à 0° en utilisant l'exemple de l'image de l'appui-tête de la figure 7. La ligne sombre horizontale dans la partie supérieure de la figure 8 a) est de nouveau due à la forte absorption des os au-dessus des orbites. L'image résultante n'a presque rien à voir avec l'image CT d'une tête humaine. Certaines similitudes ne deviennent visibles que lorsque d'autres signaux d'absorption enregistrés à différents angles sont ajoutés. Dans la figure 8 b), il y a quatre directions, dans la figure 8 c), seize directions. L'image CT originale (Fig. 8 g)) contient des images de détecteurs provenant de centaines de directions, c'est pourquoi elle est si détaillée.

 

CT back projection in two directions     CT back projection in four directions

a) Projection arrière CT avec les signaux 0° et 90°.

   

b) Projection arrière CT avec quatre angles

 

   

 

CT back projection in 16 directions    

c) Projection arrière CT avec 16 angles

   

d) Projection arrière CT avec 30 angles

 

   

 

       

 e) Projection arrière CT avec 90 angles

   

 f) Projection arrière CT avec 180 angles

 

   

 

CT back projection with hundreds of angles

     

g) Projection arrière CT avec des centaines d'angles

     

Fig. 8 : Reconstruction d'une image en coupe CT d'une tête humaine par rétroprojection

 

 

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