Réduction des artéfacts métalliques en ultra - Le lac des cygnes de Shijiazhuang Co., Ltd

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 15549 (2022) Citer cet article

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La tomodensitométrie à faisceau conique (CBCT) s'est avérée être un outil puissant pour l'imagerie 3D du squelette appendiculaire, permettant une visualisation détaillée de la microarchitecture osseuse. Cette étude a été conçue pour comparer les artefacts en présence d'implants ostéosynthétiques entre le CBCT et la tomodensitométrie multidétecteur (MDCT) dans les scans du poignet cadavérique. Un total de 32 protocoles de balayage avec un potentiel et un courant de tube variables ont été utilisés : des études CBCT et MDCT conventionnelles ont été incluses avec une tension de tube allant de 60 à 140 kVp ainsi que des protocoles MDCT supplémentaires avec une mise en forme spectrale dédiée via une préfiltration à l'étain. Quel que soit le type de scanner, tous les examens ont été effectués en mode de balayage ultra-haute résolution (UHR). Pour la reconstruction des scans UHR-CBCT, un algorithme itératif supplémentaire de réduction des artefacts métalliques a été utilisé, un outil de correction d'image qui ne peut pas être utilisé en combinaison avec UHR-MDCT. Pour comparer les doses de rayonnement appliquées entre les deux scanners, l'indice de dose de tomodensitométrie volumique pour un fantôme de 16 cm (CTDIvol) a été évalué. Les images ont été évaluées en fonction de la qualité d'image subjective et objective. Sans modulation automatique du courant du tube ou contrôle du potentiel du tube, les doses de rayonnement variaient entre 1,3 mGy (avec 70 kVp et 50,0 mA efficaces) et 75,2 mGy (avec 140 kVp et 383,0 mA efficaces) en UHR-MDCT. En utilisant la méthode d'acquisition d'images pulsées du scanner CBCT, CTDIvol variait entre 2,3 mGy (avec 60 kVp et 0,6 mA moyen par impulsion) et 61,0 mGy (avec 133 kVp et 2,5 mA moyen par impulsion). Essentiellement, tous les protocoles UHR-CBCT utilisant un potentiel de tube de 80 kVp ou plus se sont avérés fournir une qualité d'image globale supérieure et une réduction des artefacts par rapport à UHR-MDCT (tous p < 0,050). La fiabilité inter-évaluateurs de sept radiologues concernant la qualité de l'image était substantielle pour l'évaluation des tissus et modérée pour l'évaluation des artefacts avec un kappa de Fleiss de 0,652 (intervalle de confiance à 95 % 0,618-0,686 ; p < 0,001) et 0,570 (intervalle de confiance à 95 % 0,535-0,606 ; p < 0,001), respectivement. Nos résultats démontrent que le mode de balayage UHR-CBCT d'un système à rayons X robotisé jumelé facilite une excellente visualisation du squelette appendiculaire en présence d'implants métalliques. La qualité d'image et la réduction des artefacts réalisables sont supérieures aux protocoles UHR-MDCT à dose comparable et même les protocoles MDCT utilisant la mise en forme spectrale avec préfiltration à l'étain n'atteignent pas le même niveau de réduction des artefacts dans les tissus mous adjacents.

Dans le suivi postopératoire après arthroplastie articulaire, la radiographie simple est la principale méthode d'imagerie en raison de sa disponibilité omniprésente, de sa rentabilité et de ses résultats d'imagerie rapides tout en se rapportant à des doses de rayonnement relativement faibles. Pour une analyse plus détaillée des complications suspectées après la chirurgie, un scanner supplémentaire peut être nécessaire, bien qu'il soit associé à une pénalité de dose plus élevée. Cependant, dans les contextes postopératoires, les artefacts causés par les implants métalliques peuvent entraver la précision du diagnostic pour l'évaluation de l'implant lui-même, de l'interface implant-os, ainsi que des tissus adjacents1,2. Les artefacts métalliques typiques comprennent le durcissement du faisceau et la privation de photons : le durcissement du faisceau se produit lorsque les photons X polychromatiques traversent des objets denses, ce qui entraîne une absorption plus forte des photons à faible énergie, ce qui provoque des artefacts hyperdenses avec des stries sombres adjacentes. En revanche, les artefacts de famine de photons se manifestent en raison de l'absorption complète des photons, ce qui conduit à des stries hypodenses3,4,5. Par conséquent, la détection de complications en présence d'implants métalliques, telles qu'une luxation secondaire, des zones de résorption osseuse ou un relâchement de l'implant, comme indiqué par un rebord radiotransparent environnant ou même des collections de liquide dans les tissus mous, peut poser un défi important.

Différentes approches de réduction des artefacts métalliques (MAR) ont été évaluées principalement pour les scanners CT multidétecteurs à portique conventionnels (MDCT) dans le passé6,7. La privation de photons peut être diminuée en augmentant le courant du tube afin d'augmenter le nombre de photons dans le faisceau de rayons X. Une tension de tube accrue et donc une énergie photonique plus élevée entraînent un taux de pénétration plus élevé du matériau dense. À des tensions de tube plus élevées, le bruit d'image et la privation de photons peuvent être minimisés au prix d'une diminution du contraste tissulaire. Cependant, la réduction des artefacts métalliques au détriment de doses de rayonnement plus élevées est discutable, en particulier chez les jeunes patients et les patients avec des examens récurrents8. Un effet similaire peut être observé lors de l'utilisation d'une préfiltration à l'étain, qui augmente la pénétration des photons en réduisant la quantité de photons à faible énergie et donc en durcissant le faisceau de rayons X7,9. Bien que ces approches MAR basées sur des protocoles doivent être établies avant l'acquisition d'images, des algorithmes tels que des techniques de reconstruction itérative peuvent être exécutés rétrospectivement sans affecter négativement la dose de rayonnement. En revanche, les algorithmes de reconstruction itérative peuvent introduire des artefacts secondaires et il a été rapporté qu'ils modifient les informations d'image en général10,11. De plus, les données d'image peuvent être perdues près du bord métallique par interpolation12. Outre l'optimisation des implants métalliques et des protocoles de numérisation, d'autres approches pour réduire ces artefacts incluent la correction des données basée sur un modèle et le post-traitement basé sur l'image13.

En raison de l'excellente qualité d'image du tissu osseux à dose relativement faible, la tomodensitométrie à faisceau conique (CBCT) a récemment développé une niche croissante dans l'imagerie musculo-squelettique. Dans l'évaluation des traumatismes, le CBCT est déjà apparu comme une alternative viable pour la représentation des membres supérieurs et inférieurs14,15,16,17,18. Dans un contexte de post-traitement, cependant, la valeur des systèmes CBCT non dentaires n'a pas été étudiée en profondeur jusqu'à présent. Surtout chez les patients à mobilité réduite après ostéosynthèse, la position ventrale et l'élévation du bras nécessaires pour optimiser les conditions d'imagerie dans les scans du poignet peuvent être problématiques avec les scanners MDCT à portique. Répondre à cette limitation avec l'option du scanner polyvalent sans portique étudié pour le positionnement du membre supérieur sur table peut être avantageux en ce qui concerne la qualité de l'image et la dose de rayonnement19.

Le but de cette étude était d'étudier les capacités de réduction des artefacts métalliques d'un système à rayons X robotique jumeau avec un mode de balayage ultra-haute résolution (UHR)-CBCT dans un cadre expérimental. Par conséquent, nous avons comparé les performances du scanner à l'UHR-MDCT dans les scans du poignet cadavérique après arthroplastie, dans le but de trouver le meilleur compromis entre la dose de rayonnement et la qualité de l'image.

Notre étude a été approuvée par l'Institutional Review Board de l'Université de Würzburg, en Allemagne. Au cours de leur vie, les donneurs ont offert leur corps à l'institut anatomique de l'université à des fins d'étude et de recherche. Un consentement éclairé écrit supplémentaire n'était pas requis.

Toutes les méthodes ont été réalisées conformément aux directives et réglementations en vigueur. Les ensembles de données utilisés et/ou analysés au cours de la présente étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Deux chirurgiens traumatologues ont réalisé une fixation par plaque de verrouillage palmaire (Aptus, Medartis, Bâle, Suisse) sur le radius distal d'un spécimen cadavérique fixé au formol. Le poignet a ensuite été examiné à l'aide d'un système de radiographie robotique double polyvalent pour l'imagerie CBCT et d'un scanner MDCT haut de gamme. Les études MDCT ont été réalisées dans la soi-disant "position de surhomme" avec le spécimen en position ventrale et l'élévation du bras respectif au-dessus de la tête. Les études CBCT ont été menées en décubitus dorsal avec le membre supérieur en abduction à un angle de 90° pour une position d'examen au chevet de la table.

Le système à rayons X à usages multiples utilisé avec le mode CBCT 3D mis en œuvre (Multitom Rax, Siemens Healthineers, Erlangen, Allemagne) est équipé de deux bras télescopiques portant le tube à rayons X et le détecteur à écran plat et est connecté à des rails de plafond avec trois degrés de liberté en translation et deux en rotation. Le tube à rayons X est capable de fournir des courants de 0,5 à 800 mAs et des tensions de 40 à 150 kV. Le champ d'entrée du détecteur à écran plat mesure 23 cm × 23 cm avec une matrice 3D de 1440 × 1440 pixels non binés, ce qui donne une taille de pixel effective de 148 μm. Dans le même temps, le champ de saisie limite le champ de vision maximal du CBCT puisque le mouvement de la table et l'acquisition hélicoïdale ne sont pas réalisables avec ce système. Pour l'acquisition de données de projection 3D en mode scan CBCT, les bras se déplacent simultanément et de manière synchronisée le long de trajectoires de scan prédéfinies. La trajectoire côté table pour l'imagerie des membres supérieurs a un angle de balayage de 200° autour de l'isocentre avec une distance source-image asymétrique de 115 cm (distance tube-isocentre 85 cm, distance détecteur-isocentre 30 cm). Aux fins de l'étude, le poignet a également été scanné avec un scanner MDCT à portique haut de gamme et plusieurs protocoles en mode mono-énergie (Somatom Force, Siemens Healthineers).

Différents protocoles de balayage ont été évalués en faisant varier les produits de préfiltration, de tension du tube et de temps d'exposition du courant du tube. Trente-deux scans du poignet cadavérique avec fixation par plaque de verrouillage palmaire ont été réalisés en mode UHR. Un total de 15 scans UHR-CBCT ont été évalués avec une tension de tube allant de 60 à 133 kVp et des produits courant-exposition-temps de tube de 0,6 mAs, 1,2 mAs et 2,5 mAs. Il convient de noter que le matériel standard du système CBCT n'inclut pas l'option de préfiltration de l'étain. Les protocoles d'appariement des balayages UHR-MDCT (15 protocoles MDCT correspondants) ont été mis en place avec une tension de tube allant de 70 à 140 kVp avec des mA de référence conçus pour égaler les valeurs CTDI de leurs homologues CBCT. De plus, deux protocoles (100 kVp et 150 kVp) avec une préfiltration d'étain de 0,4 mm ont été utilisés, ce qui donne un total de 19 protocoles MDCT. Les paramètres d'analyse détaillés pour les protocoles CBCT et MDCT sont résumés dans le tableau 1. Pour la comparaison des doses de rayonnement appliquées entre CBCT et MDCT, l'indice de dose de tomodensitométrie volumique pour un fantôme de 16 cm (CTDIvol) a été évalué. Les produits dose-longueur et CTDIvol ont été notés pour estimer la dose de rayonnement dans la MDCT. Les valeurs d'équivalent CTDIvol pour le CBCT ont été calculées en multipliant le produit dose-surface par un facteur d'échelle linéaire fourni par le fabricant sur la base des mesures fantômes précédentes. Le facteur d'échelle a été déterminé à l'avance pour chaque combinaison de géométrie d'acquisition, de tension du tube et de filtration du faisceau (par exemple filtre en cuivre). Le produit dose-longueur a été mesuré dans cinq chambres d'un fantôme de dosimétrie conventionnel en polyméthacrylate de méthyle (CEI 60601-2-44:2009) d'un diamètre de 160 mm, d'une longueur de 300 mm et d'un système de dosimétrie standard (dosimètre Nomex, PTW, Fribourg-en-Brisgau, Allemagne) avec une chambre d'ionisation de 300 mm. Un schéma de pondération standard pour les mesures de dose a été appliqué pour acquérir les valeurs du produit volume dose-longueur (DLPvol). Les valeurs CTDIvol ont été calculées en divisant les valeurs DLPvol par le champ de vision dans la direction z, ce qui équivaut à la largeur du faisceau. Enfin, le facteur d'échelle a été calculé en divisant CTDIvol par les valeurs du produit dose-surface. Les produits dose-surface pour tous les examens ont été extraits du rapport d'analyse créé automatiquement.

La reconstruction des données brutes côté scanner a été réalisée à l'aide d'un noyau haute résolution dédié pour une représentation très nette des structures osseuses (Ur77 ; Siemens Healthineers) conformément à la norme clinique pour le post-traitement des examens MDCT dans notre établissement. Des reconstructions multiplanaires ont été réalisées pour CBCT et MDCT à l'aide d'un logiciel de traitement 3D dédié (syngo.via View&GO et syngo.via, tous deux Siemens Healthineers). Pour la reconstruction des scans UHR-CBCT, une réduction itérative supplémentaire des artefacts métalliques (MAR) a été utilisée. Les paramètres de reconstruction pour les plans axial, coronal et sagittal ont été définis avec une épaisseur de tranche de 1,0 mm, un incrément de 0,5 mm, un champ de vision de 80 mm et une matrice d'image de 1024 × 1024 pixels, quel que soit le protocole de dose et le scanner. La largeur et le niveau de la fenêtre de 3000 et 1000 unités Hounsfield (HU) ont été prédéfinis pour une représentation osseuse optimale. Cependant, les lecteurs étaient autorisés à modifier les paramètres de la fenêtre selon leurs besoins personnels.

Les images ont été évaluées indépendamment de manière aléatoire et en aveugle à l'aide d'un logiciel d'archivage et de communication d'images cliniques (Merlin, Phoenix-PACS, Freiburg im Breisgau, Allemagne) par sept radiologues ayant des niveaux d'expérience variés en imagerie musculo-squelettique (ASK 8, TSP 2, KSL 7, VH 6, RH 4, HH 6 et JPG 5 ans d'expérience). Aucune restriction de temps n'a été imposée pour la lecture. Les lecteurs ont été invités à évaluer la qualité de l'image en ce qui concerne les tissus osseux et mous ainsi que l'étendue des artefacts à l'aide d'une échelle en sept points (7 = excellent/aucun artefact, 6 = très bon/quasi-absence d'artefacts, 5 = bon/léger artefacts, 4 = satisfaisant/modéré artefacts, 3 = passable/considérable artefacts 2 = médiocre/grave artefacts, 1 = très médiocre/non diagnostique en raison d'artefacts). Sur la base de ces résultats, nous avons calculé les valeurs de la figure de mérite (FOM) pour les évaluations des os et des artefacts afin de caractériser les performances du protocole de numérisation et de classer la qualité de l'image par rapport à la dose de rayonnement à l'aide de la formule suivante :

L'analyse objective des images a été réalisée par un radiologue ayant 5 ans d'expérience en imagerie musculo-squelettique (JPG). Les régions circulaires d'intérêt (ROI) ont été positionnées manuellement dans l'air environnant et les tissus mous comme référence mesurant l'atténuation du signal en moyenne HU. Les artefacts ont été quantifiés en plaçant un retour sur investissement dans les zones d'artefacts hypo et hyperdense les plus prononcées ainsi que dans les tissus mous altérés par les artefacts. Les mesures d'artefacts ont été effectuées trois fois, respectivement, et moyennées pour garantir une précision de mesure élevée et la cohérence des données.

Un logiciel dédié a été utilisé pour les statistiques descriptives et les analyses de données (SPSS Statistics Version 28, IBM, Armonk, New York, USA). Les valeurs de P inférieures à 0,05 ont été considérées comme indiquant une signification statistique. Les tests de Kolmogorov-Smirnov ont été appliqués pour analyser les données continues pour la distribution normale. Si elles sont distribuées normalement, les données continues sont présentées sous forme de moyenne ± écart type. Les moyennes des variables normalement distribuées ont été comparées avec des tests post-hoc ANOVA et Dunnett-T3 avec des valeurs p ajustées pour des comparaisons multiples. Les rangs moyens des éléments catégoriels ont été comparés aux tests de Friedman et à l'analyse post-hoc de sous-ensembles homogènes. Fleiss kappa a été calculé pour étudier la fiabilité interévaluateur dans l'évaluation subjective de la qualité de l'image. La concordance a été interprétée selon Landis et Koch (1,00–0,81 = presque parfait ; 0,80–0,61 = substantiel ; 0,60–0,41 = modéré ; 0,40–0,21 = passable ; 0,20–0,00 léger ; < 0,00 faible concordance)20.

Trente-deux protocoles de balayage avec une préfiltration variable, une tension de tube et un produit courant-temps ont été appliqués dans cette étude (17 UHR-MDCT, 15 UHR-CBCT). Sans modulation automatique du courant du tube ou contrôle du potentiel du tube, les doses de rayonnement les plus élevées et les plus faibles obtenues dans la MDCT conventionnelle étaient de 75,2 mGy (avec 140 kVp et 383,0 mA efficaces) et de 1,3 mGy (avec 70 kVp et 50,0 mA efficaces). En utilisant la méthode d'acquisition d'images pulsées du scanner CBCT, le CTDIvol des scans à ultra-faible dose était de 2,3 mGy (avec 60 kVp et 0,6 mA moyen par impulsion), tandis que la dose la plus élevée possible était de 61,0 mGy (avec 133 kVp et 2,5 mA moyen par impulsion). Les valeurs CTDIvol sont résumées dans le tableau 1.

Pour une comparaison visuelle de la qualité de l'image et de l'intensité de l'artefact métallique avec diverses combinaisons de potentiel et de courant du tube sur les deux scanners, des images représentatives de l'avant-bras distal après ostéoplastie de la plaque palmaire sont présentées sur la Fig. 1 (UHR-MDCT) et la Fig. 2 (UHR-CBCT). La quantification basée sur le retour sur investissement de l'atténuation du signal dans le durcissement du faisceau hyperdense (tous p <0, 036) et les artefacts de famine de photons hypodense (tous p <0, 008) a donné des résultats favorables pour les protocoles UHR-CBCT avec au moins 80 kVp par rapport à l'imagerie UHR-MDCT (Fig. 3). Tout en fournissant des résultats inférieurs par rapport aux protocoles UHR-CBCT, la préfiltration à l'étain a considérablement réduit l'étendue des artefacts hyperdenses et hypodenses par rapport à l'UHR-MDCT standard (tous p < 0,003). Avec la préfiltration d'étain activée, les balayages de 150 kVp ont affiché une réduction d'artefact plus forte que l'imagerie de 100 kVp (p = 0,034). L'altération des tissus mous adjacents par des artefacts a également été réduite de manière significative avec les protocoles d'analyse préfiltrés à l'étain (tous p <0, 029), bien que l'UHR-CBCT avec 80 kVp ou plus ait permis la meilleure représentation des tissus mous altérés par des artefacts dans cette étude (tous p < 0, 001). Aucune différence significative n'a été constatée entre les protocoles d'analyse UHR-CBCT avec au moins 80 kVp (tous p > 0,366). Les résultats de l'évaluation objective de l'intensité des artefacts pour les deux scanners sont résumés dans le tableau 2. De plus, des diagrammes de boîtes à moustaches sont fournis pour illustrer les différences entre UHR-MDCT et UHR-CBCT pour chaque type d'artefact (Fig. 4).

Qualité de l'image osseuse et intensité des artefacts métalliques par ostéosynthèse par plaque palmaire dans les protocoles conventionnels d'analyse MDCT ultra-haute résolution.

Qualité de l'image osseuse et intensité des artefacts métalliques par ostéosynthèse par plaque palmaire dans les protocoles d'analyse CBCT ultra-haute résolution.

Placement de la région d'intérêt (ROI) pour une évaluation objective de l'intensité des artefacts métalliques. Remarque—A = artefacts hyperdenses ; B = artefacts hypodenses ; C = tissus mous altérés par des artéfacts.

Boîtes à moustaches avec atténuation du signal dans les artefacts et les tissus mous altérés par les artefacts. Remarque—Les boîtes à moustaches (médiane et 50 % des cas dans les boîtes) illustrent l'atténuation corrigée du signal en unités Hounsfield (HU) pour les artefacts hyperdenses, les artefacts hypodenses et les tissus mous altérés par des artefacts dans la tomographie à faisceau conique (CBCT) et la tomographie multidétecteur (MDCT) avec différents niveaux de tension du tube (kVp = kilovoltage crête).

L'analyse FOM (tableau 3) a montré que les protocoles UHR-CBCT étaient plus performants que les protocoles UHR-MDCT à dose comparable, principalement en raison de notes relativement bonnes pour les protocoles à faible exposition aux rayonnements (à l'exception d'une partie des scans de 60 kVp, où la qualité de l'image dans le tissu osseux était considérée comme insuffisante pour une utilisation clinique). Le meilleur protocole global était la norme clinique actuelle (80 kVp, 0,6 mA moyen par impulsion). Malgré des notes favorables, les protocoles à haute tension sur les deux scanners ont obtenu des valeurs FOM plus faibles en raison de leur augmentation de la dose de rayonnement. Il convient de noter que les analyses UHR-MDCT avec filtre à l'étain ont reçu des valeurs de FOM considérablement meilleures que les examens UHR-MDCT standard pour la qualité de l'image osseuse et l'intensité des artefacts. L'analyse de sous-ensembles homogènes des protocoles d'analyse basés sur les groupes de tension du tube a montré des valeurs de rang moyen plus élevées pour les études UHR-CBCT avec au moins 80 kVp concernant la délimitation du tissu osseux (tableau 4) et les artefacts (tableau 5) (tous p < 0,050). La fiabilité inter-juges de sept radiologues était importante pour les os et modérée pour l'évaluation des artefacts, comme l'indique le kappa de Fleiss de 0,652 (intervalle de confiance à 95 % 0,618-0,686 ; p < 0,001) et 0,570 (intervalle de confiance à 95 % 0,535-0,606 ; p < 0,001), respectivement.

Dans cette étude expérimentale multi-observateurs, nous avons évalué le potentiel de l'imagerie UHR-CBCT dans le cadre d'un implant métallique actuel par rapport à un scanner MDCT à double source de troisième génération avec option UHR. A cet effet, un total de 32 protocoles avec des paramètres d'acquisition variables ont été appliqués sur un spécimen de cadavre humain. Pour des potentiels de tube de 80 kVp et plus, nous avons pu montrer que l'UHR-CBCT affichait des performances supérieures en ce qui concerne les artefacts d'image selon l'analyse objective, et en ce qui concerne la qualité de l'image selon l'analyse subjective de sept radiologues. De plus, la dose de rayonnement appliquée était favorable dans l'UHR-CBCT par rapport aux protocoles UHR-MDCT avec une qualité d'image similaire dans les os et les tissus mous.

Les protocoles utilisés pour MDCT consistaient en une imagerie CT conventionnelle avec une tension de tube allant de 70 à 140 kVp, ainsi que deux protocoles utilisant une préfiltration à l'étain pour la réduction des artefacts métalliques dédiés (Sn 100 kVp et Sn 150 kVp). Afin de maintenir la comparabilité entre CBCT et MDCT, tous les scans ont été effectués en mode UHR et sans utiliser de protocoles à double énergie. Dans d'autres contextes, il a été démontré que la mise en forme spectrale via la préfiltration à l'étain réduit considérablement la dose appliquée, en particulier dans le cas des patients obèses par rapport à l'imagerie bi-énergie et à l'utilisation de reconstructions monochromatiques virtuelles21. Notamment et contrairement à l'UHR-CBCT, avec les tomodensitomètres à double source de troisième génération actuels, la nécessité d'utiliser un filtre en peigne supplémentaire pour l'imagerie UHR oblige efficacement le choix entre l'utilisation de l'acquisition UHR et la MAR itérative supplémentaire. Alors que les protocoles UHR-MDCT utilisant la mise en forme spectrale via la préfiltration à l'étain réduisaient considérablement les artefacts métalliques par rapport à l'UHR-MDCT standard, l'UHR-CBCT avec 80 kVp ou plus permettait une réduction des artefacts encore supérieure et une évaluabilité des tissus mous adjacents. De plus, en ce qui concerne la qualité d'image subjective, les protocoles UHR-CBCT avec une tension de tube de 80 kVp ou plus affichent des performances supérieures par rapport à l'imagerie UHR-MDCT. Une explication de la performance du CBCT réside dans son efficacité de dose supérieure inhérente qui est réalisée par la géométrie d'acquisition unique du système : alors que les scanners à portique réguliers fonctionnent avec des intervalles symétriques entre le tube à rayons X et le patient, ainsi qu'entre le patient et le détecteur, les deux bras télescopiques du CBCT utilisé permettent une distance source-image asymétrique avec un faible grossissement qui améliore la résolution spatiale en neutralisant l'effet limitant de la taille du point focal22.

À la lumière des publications récentes démontrant le potentiel et les avantages de l'imagerie UHR-CBCT sur table du squelette appendiculaire dans les contextes de traumatologie19,22, les résultats rapportés sont remarquables. En ce qui concerne la dose moyenne appliquée, une méta-analyse récente de Nardi et al. déclare que le CBCT promet une réduction significative par rapport au MDCT23. Cependant, la qualité de l'image CBCT dépend du placement de l'objet d'intérêt dans l'isocentre du système en raison du nombre limité de trames d'image acquises. Ce fait est plus prononcé que dans la MDCT, nécessitant potentiellement une formation dédiée et exigeant des soins explicites de la part des radiographes.

L'imagerie CT avec des implants métalliques présents fait partie de la routine clinique depuis des décennies. Cependant, la réduction des artefacts dans les tissus adjacents est souvent de la plus haute importance, car même des découvertes subtiles telles que des fractures de fissure nécessitent un traitement de suivi spécifique jusqu'à la reprise chirurgicale secondaire. Bien qu'une qualité d'image élevée soit essentielle dans ces scans, les efforts de réduction de dose peuvent avoir un effet contraire sur la qualité de l'image. Comme les protocoles UHR-MDCT conventionnels se sont révélés nettement inférieurs et que même les protocoles UHR-MDCT utilisant la mise en forme spectrale n'étaient pas à égalité avec l'imagerie UHR-CBCT, les auteurs suggèrent de futures études en milieu clinique pour évaluer davantage cette technique d'imagerie prometteuse. De plus, des études dédiées quantifiant l'effet de l'algorithme itératif de réduction des artefacts métalliques avec CBCT sont obligatoires.

Certaines limites doivent être mentionnées concernant cette étude. D'une part, les scans étaient limités à un seul spécimen cadavérique et à un seul type d'implant. Ainsi, l'impact de la composition et de la taille de l'implant sur les artefacts résultants n'a pas été évalué. Même si les patients peuvent bien tolérer le temps d'acquisition requis de 14 s en CBCT en raison d'un positionnement confortable à côté de la table, les artefacts de mouvement possibles peuvent être un facteur limitant pour la routine clinique23. Il réside dans la nature de la conception de l'étude, cependant, que les artefacts de mouvement n'ont pas joué de rôle pour cette enquête. De plus, il a été rapporté que la fixation au formol provoque une déminéralisation de l'os au fil du temps, entravant la qualité de l'image quel que soit le scanner et le protocole de numérisation24,25. Même si les observateurs ne connaissaient pas le type d'analyse (UHR-CBCT vs UHR-MDCT), un certain niveau de biais est concevable en raison de l'impression d'image typique de chaque modalité d'imagerie. Enfin, Multitom Rax (Siemens Healthineers) n'est pas commercialisé dans tous les pays, la reproductibilité des résultats peut donc être limitée.

Avec le mode de tomodensitométrie à faisceau conique d'un système de radiographie robotique jumeau sans portique, une imagerie à ultra haute résolution du squelette appendiculaire en présence d'implants métalliques peut être réalisée. Alors que le système CT multidétecteur double source de troisième génération comparé ne prend pas en charge les algorithmes itératifs de réduction des artefacts métalliques en mode UHR, la qualité d'image réalisable et la réduction des artefacts au moyen de la tomodensitométrie à faisceau conique sont supérieures à la tomodensitométrie multidétecteur UHR conventionnelle à dose comparable et même aux protocoles CT multidétecteurs utilisant la mise en forme spectrale avec préfiltration à l'étain.

Les ensembles de données utilisés et/ou analysés au cours de la présente étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Tomodensitométrie à faisceau conique

Indice de dose de tomodensitométrie volumique pour un fantôme de 16 cm (mGy)

Réduction des artefacts métalliques

Tomodensitométrie multidétecteur

Région d'intérêt

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Ces auteurs ont contribué à parts égales : Andreas Steven Kunz et Theresa Sophie Patzer.

Département de radiologie diagnostique et interventionnelle, Hôpital universitaire de Würzburg, Oberdürrbacher Straße 6, 97080, Würzburg, Allemagne

Andreas Steven Kunz, Theresa Sophie Patzer, Jan-Peter Grunz, Karsten Sebastian Luetkens, Viktor Hartung, Robin Hendel, Thorsten Alexander Bley & Henner Huflage

Département de traumatologie, de la main, de chirurgie plastique et reconstructive, Hôpital universitaire de Würzburg, Oberdürrbacher Straße 6, 97080, Würzburg, Allemagne

Fièvre de Tabea

Clinique orthopédique König-Ludwig-Haus, Julius-Maximilians-University Würzburg, Brettreichstr. 11, 97070, Wurtzbourg, Allemagne

Franca Genest

Institut d'anatomie et de biologie cellulaire, Université de Würzburg, Koellikerstr. 6, 97070, Wurtzbourg, Allemagne

Suleyman Ergoun

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ASK et TSP ont contribué à parts égales en tant que premiers auteurs, analysant toutes les données et préparant le manuscrit. L'analyse des observateurs a été effectuée par ASK, TSP, KSL, VH, RH, HH et JPGTF et FG ont soutenu la préparation du manuscrit et des figures. JPG a effectué une analyse statistique et révisé le manuscrit. TAB et SE ont contribué à la préparation du manuscrit et ont assuré le contrôle de la qualité. SE a préparé le spécimen cadavérique, tandis que TF et FG ont réalisé une ostéoplastie palmaire. HH a conçu et supervisé l'étude. Tous les auteurs ont lu et approuvé le manuscrit final.

Correspondance à Andreas Steven Kunz.

JPG a été financé par le Centre interdisciplinaire de recherche clinique de Würzburg, en Allemagne [numéro de subvention Z-2/CSP-06] et sert de consultant en recherche pour Siemens Healthineers. Le Département de radiologie diagnostique et interventionnelle reçoit des fonds de recherche de Siemens Healthineers. Les auteurs de ce manuscrit ne déclarent aucune autre relation avec des entreprises dont les produits ou services pourraient être liés au sujet de l'article.

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Réimpressions et autorisations

Kunz, AS, Patzer, TS, Grunz, JP. et coll. Réduction des artefacts métalliques dans l'imagerie CT à faisceau conique ultra-haute résolution avec un système à rayons X robotisé jumelé. Sci Rep 12, 15549 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19978-9

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Reçu : 05 mars 2022

Accepté : 07 septembre 2022

Publié: 16 septembre 2022

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-022-19978-9

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