QCM : Technologie et qualité du scanner (30 questions)

Explication

La tomodensitométrie mesure l’atténuation des rayons X dans le patient afin de reconstruire des coupes axiales. La radiographie conventionnelle fournit plutôt une image de projection, ce qui constitue la confusion la plus fréquente.

Explication

Dans cette expression, $I_0$ désigne l’intensité primaire, avant l’atténuation par la matière. L’intensité après traversée est notée $I$, tandis que $b5$ et $d$ représentent respectivement le coefficient d’atténuation et l’épaisseur traversée.

Explication

Le générateur fournit au tube à rayons X une haute tension généralement comprise entre 70 kV et 150 kV et peut délivrer une forte puissance. Le tube, et non le générateur, produit les rayons X.

Explication

Le chauffage du filament de la cathode provoque l’émission d’électrons, ensuite accélérés vers l’anode par la différence de potentiel. Leurs interactions dans la matière produisent principalement de la chaleur et une faible proportion de rayons X.

Explication

La filtration primaire, généralement constituée d’aluminium, retire les rayons X de faible énergie avant qu’ils n’atteignent le patient, car ils contribuent peu à l’image et augmentent la dose. La réduction du diffusé après le patient relève de la collimation secondaire.

Explication

La collimation primaire, située avant le patient, détermine notamment le champ de vue et l’épaisseur de spire. La collimation secondaire, placée après le patient et avant les détecteurs, élimine une partie du rayonnement diffusé.

Explication

Les cristaux scintillateurs convertissent les photons X en lumière, puis la photocathode transforme cette lumière en électrons et les dynodes amplifient leur flux. Confondre les scintillateurs avec le photomultiplicateur conduit à attribuer l’amplification électronique aux cristaux, alors qu’ils produisent principalement de la lumière.

Explication

L’exemple du scanner 64 comporte 64 barrettes selon l’axe Z, chacune mesurant 0,625 mm, ainsi que jusqu’à 1000 détecteurs par rangée selon l’axe X. Le nombre 64 ne désigne donc pas le nombre de détecteurs disposés selon l’axe X.

Explication

Le convertisseur analogique-numérique échantillonne et numérise les projections pour former les données brutes, appelées sinogramme, qui sont ensuite reconstruites sur une matrice. Le sinogramme n’est donc pas l’image interprétable finale, mais l’ensemble des données utilisées pour la reconstruction.

Explication

L’efficacité dépend du rapport entre le nombre de canaux de reconstruction et le nombre de barrettes traitées : 40 canaux pour 52 barrettes correspondent à 77 %, contre 100 % pour 64 canaux et 64 barrettes. Le nombre de barrettes décrit la détection, mais ne suffit pas à déterminer l’efficacité de reconstruction.

Explication

Un pixel est un élément bidimensionnel et carré de la matrice, alors que le voxel lui associe une épaisseur de coupe pour représenter un élément tridimensionnel. Assimiler les deux notions fait disparaître la dimension volumique apportée par l’épaisseur de coupe.

Explication

Le FOV d’acquisition est choisi avant l’acquisition et ne peut plus être modifié, alors que le FOV de reconstruction peut être ajusté ultérieurement sans dépasser le premier. Le FOV de reconstruction n’est donc pas indépendant de la limite définie lors de l’acquisition.

Explication

L’échelle de Hounsfield utilise l’eau comme référence à 0 UH, l’air étant situé à −1000 UH et l’os compact à environ +1000 UH. Attribuer +1000 UH à l’eau inverse la référence centrale et les extrêmes de l’échelle.

Explication

Le mode radio réalise une image plane de repérage avec le tube et les détecteurs fixes pendant le déplacement longitudinal de la table. L’acquisition hélicoïdale, contrairement à cette modalité, produit des coupes pendant la rotation continue du tube et le déplacement de la table.

Explication

L’acquisition séquentielle associe chaque rotation complète à une position fixe de la table. Une acquisition hélicoïdale repose au contraire sur la rotation continue du tube pendant le déplacement de la table.

Explication

Le pitch se calcule avec la relation $P=\frac{d}{e}$, donc $P=\frac{24}{3}=8$. La valeur $21$ correspondrait à une soustraction, tandis que $72$ correspondrait à une multiplication.

Explication

Un pitch supérieur à 1 signifie que la table parcourt une distance supérieure à l’épaisseur de coupe, ce qui espace les coupes et peut entraîner une perte d’information. Le chevauchement et le suréchantillonnage correspondent plutôt à un pitch inférieur à 1.

Explication

La résolution spatiale évalue la finesse des détails que l’image permet de détecter et de différencier. Les faibles différences de densité relèvent de la résolution en densité, et non de la résolution spatiale.

Explication

La résolution en densité correspond à la plus faible variation de densité détectable et dépend du rapport signal sur bruit. La distinction des petites structures concerne plutôt la résolution spatiale.

Explication

Le bruit est inversement proportionnel à la dose, qui dépend notamment du nombre de mAs et de l’énergie exprimée en kV. Réduire ces paramètres tend donc à augmenter le bruit plutôt qu’à le diminuer.

Explication

La résolution temporelle est définie par l’intervalle entre la première et la dernière donnée utilisée pour reconstruire l’image. Elle caractérise ainsi la capacité du scanner à figer un mouvement, plutôt que la finesse spatiale ou la différence de densité.

Explication

Un artéfact est un phénomène ou un signal artificiel produit par la méthode expérimentale et pouvant fausser l’analyse. Une variation anatomique réelle n’est pas un artéfact, même si elle modifie l’apparence de l’image.

Explication

Les artéfacts peuvent provenir du patient, du matériel ou de phénomènes physiques tels que le volume partiel, le durcissement du faisceau, l’insuffisance de rayons X et le sous-échantillonnage. La résolution spatiale et la résolution temporelle décrivent la qualité de l’image, mais ne constituent pas des origines d’artéfacts.

Explication

L’IDSV quantifie un indice de dose volumique en mGy, alors que le PDL associe la dose à la longueur explorée et s’exprime en mGy·cm. Confondre leurs unités revient à attribuer au PDL l’unité de l’IDSV et inversement.

Explication

Le PDL se calcule en multipliant l’IDSV par la longueur d’hélice : $PDL=12\times40=480\ \text{mGy·cm}$. La valeur de 52 correspondrait à une addition, et non à l’application de la formule.

Explication

À IDSV constant, le PDL augmente avec la longueur d’hélice puisqu’il est leur produit. L’IDSV est indépendant du pitch et proportionnel aux mAs, ce qui invalide les deux autres interprétations dosimétriques.

Explication

À une seule énergie, l’os et l’iode peuvent avoir une atténuation similaire, tandis que deux énergies révèlent des différences entre leurs coefficients d’atténuation. La sélection de densités maximales relève de la MIP, pas de la distinction spectrale.

Explication

L’imagerie spectrale peut réduire la quantité d’iode, produire une image Virtual Non Contrast et diminuer certains artéfacts de durcissement et de blooming. Elle peut donc éviter une acquisition sans iode, plutôt que l’imposer.

Explication

La MPR reconstitue différents plans à partir des coupes déjà acquises, sans reprendre l’examen. Les projections de valeurs maximales ou minimales correspondent respectivement à la MIP et à la MinIP.

Explication

La MinIP sélectionne les valeurs minimales de densité dans l’épaisseur définie, ce qui répond à l’objectif décrit. La MIP réalise l’opération inverse en privilégiant les valeurs maximales, tandis que la MPR change de plan de reconstruction.