Cone beam pratique en odontostomatologie

Cone beam pratique en odontostomatologie
GENERALITES :
principe, technique, qualité d’image,
artéfacts, types d’appareil, indications.
Dr Norbert BELLAICHE, Paris
Le cone beam (ou CBCT pour Cone Beam Computed Tomography) s’est
imposé depuis plusieurs années comme la méthode de référence en
imagerie dento-maxillaire, supérieure au scanner, bien que ce dernier reste
incontournable dans certaines indications. Nous aborderons successivement
dans ce chapitre le principe, la réalisation d’un examen, la qualité
d’image, les artéfacts, la dosimétrie, les différents types d’appareil cone
beam et enfin les indications de cette technique en odontostomatologie.
PRINCIPE DU CONE BEAM
Le faisceau de rayons X, de forme conique, est atténué en traversant l’objet à
explorer avant d’être analysé par un système de détection. Le tube et le
système de détection tournant autour du sujet (180 à 360° selon les
constructeurs), plusieurs centaines d’analyses (prises de vues, clichés ou
projections) sont réalisées dans les différents plans de l’espace, permettant,
après transmission des données à un ordinateur, la reconstruction volumique
d’un cylindre contenant l’objet (ici, les maxillaires).
Le volume étudié est composé de voxels dont le côté est de la taille d’un
pixel, mesuré en micromètres (µm), chaque voxel obtenu mesurant entre 70
et 500 µm de côté (taille du pixel).
SCANNER
CONE BEAM
FIG.1.1 Principes comparés du scanner et du du cone beam
Les voxels obtenus en cone beam sont dits isotropes ou isométriques. Ceci
signifie que leurs côtés sont de même dimension, en d’autres termes que
chaque voxel est cubique, quelle que soit l’orientation des reconstructions
dans les trois dimensions de l’espace, d’où l’avantage géométrique
déterminant sur le scanner, dont les voxels de reconstruction sont
parallélépipédiques, anisotropes, induisant une relative déformations des
images reconstruites et n’autorisant que des reconstructions dans un axe
strictement perpendiculaires au volume d’acquisition. Certains scanners de
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dernière génération permettent cependant d’obtenir des voxels isotropes, au
prix d’une augmentation de la dose délivrée.
2D: pixel=picture element 3D: voxel=volume element voxel isotrope= cubique
Fig.1.2 Pixels et voxels isotropes
Le volume ainsi obtenu à partir des projections cone beam (acquisitions) est
reconstruit par ordinateur en coupes axiales 2D, alors que théoriquement, le
scanner obtient un volume à partir de coupes 2D, ce qui a fait dire que « le
scanner produit de la 3D à partir de coupes 2D, alors que le cone beam
produit des coupes 2D à partir d’une acquisition 3D ».
Le système de détection et de transmission des données diffère selon les
machines. Le premier système utilisé comprenait essentiellement un
amplificateur de brillance (Newtom3G*, Galileos Sirona*). Le système utilisé
dans la majorité des cas aujourd’hui est le capteur plan (« flat panel» :
Newtom VG*, Accuitomo Morita*, Icat*…) La comparaison des deux systèmes
suggère un chemin plus court et plus simple du signal pour le système à
capteur plan, qui pourrait, par diminution du «bruit du système», expliquer la
meilleure résolution observée avec les machines employant ce dernier type
de détection.
REALISATION D’UN EXAMEN CONE BEAM
 ACQUISITION DES DONNEES
 Le patient est positionné debout ou assis (la plupart des appareils sont
verticaux) ou couché sur un lit (Newtom 5G*, se présentant comme un
scanner, le lit s’engageant au centre d’un anneau porteur du couple tubecapteur plan), la tête maintenue dans une têtière, au mieux sanglée. La
contention est importante et souvent déterminante en cone beam, afin d’éviter
les artéfacts cinétiques, souvent gênants pour l’interprétation. Il est admis que
la position assise est moins génératrice d’artéfacts que la position debout et
que la position couchée l’est encore moins mais peut induire, comme au
scanner, une sensation de malaise chez certains patients claustrophobes. Les
constantes d’acquisition sont définies: champ de vue, de 4x4cm à 30x30cm
selon les machines, de même que l’exposition : tension (de 50 à 110 kV),
intensité (mA) et temps de pose, en fonction de la corpulence du sujet et de la
résolution souhaitée.
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a.
b.
Fig.1.3 Appareils cone beam: a.Morita Accuitomo assis b.Newtom 5G couché.
 La réalisation initiale d’un topogramme (scout view), consistant en la
prise de deux clichés digitaux (profil et face) pour le centrage, l’orientation et
la délimitation du volume d’acquisition est le fait des appareils haut de gamme
et nous semble indispensable.
Fig.1.4 Topogramme (scout view) de profil et de face
 L’acquisition du volume s’effectue ensuite en un temps variable selon les
machines et les programmes de 9 à 30 secondes, pendant lesquelles le
patient est prié de ne pas bouger ou déglutir. Ce temps correspond à
l’acquisition des données brutes (raw data).
 TRAVAIL INFORMATIQUE DE L’IMAGE
L’acquisition des données brutes (Raw Data) n’est qu’un premier temps dans
la chaîne de génération de l’image. Les données brutes sont stockées et
transformées en volume exploitable par reconstruction d’image.
 RECONSTRUCTIONS PRIMAIRES du volume exportable. On distingue :
 RECONSTRUCTIONS BIDIMENSIONNELLES «directes» (2D, axiales,
frontales et sagittales « directes », obtenues à partir des données brutes) ;
 RECONSTRUCTIONS DICOM (Digital Imaging and Communication in
Medicine), images reconstruites selon le plan axial, autorisant l’exploitation de
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logiciels spécialisés permettant d’obtenir des reconstructions secondaires de
deux types : multiplanaires et dentascanner. Le caractère isotrope des voxels
en cone beam autorise des reconstructions axiales secondaires (« reslices »)
dans un axe différent de celui de l’acquisition, par exemple perpendiculaire à
celui des dents, permettant d’obtenir des reconstructions verticales
(panoramiques, orthogonales ou «cross-sectionals») strictement dans l’axe
implantaire, pour des mesures de hauteur fiables.
a
b
Fig.1.5 Reconstruction du volume (a) dans le plan perpendiculaire aux dents et
implants, idéale pour des reconstructions verticales dans l’axe des dents (b).
 Les reconstructions multiplanaires (Multiplanar Reformation ou MPR)
sont, comme les reconstructions directes, bidimensionnelles (axiales,
frontales ou sagittales avec leurs composantes obliques) et 3D.
Fig.1.6 Reconstructions multiplanaires (ici, fracture verticale de 46).
 Les reconstructions «dentascanner» (ou Curved MPR) sont réalisées
selon les plans axial, panoramique (parallèle à la crête alvéolaire) et
orthogonal à la crête (perpendiculaire ou « coronal » ou «cross-sectional») et
associées à la demande à des reconstructions 3D. Ce dernier type de
reconstructions est surtout indiqué en implantologie pour les mesures
volumiques de l’os alvéolaire. Ces mesures obtenues sur reconstructions
bidimensionnelles dentascanner en cone beam sont considérées comme
aussi fiables qu’en scanner (TDM).
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Fig.1.7 Reconstructions dentascanner : bilan pré-implantaire mandibulaire.
 Le transfert des données DICOM sur CD ou par Internet permet
l’exploitation de logiciels spécialisés en simulation implantaire (Simplant*,
Nobelguide*, CAD Implant*, 3Dent*…) ou en navigation robotique dans le
volume (Robodent*), ainsi qu’en orthodontie (Dolphin*).
Les images bidimensionnelles et tridimensionnelles obtenues peuvent être
imprimées sur film radiologique ou papier, idéalement en taille réelle.
Fig. 1.8 Simulation implantaire Simplant*.
 RECONSTRUCTIONS SECONDAIRES ou « Rétroreconstructions ».
Obtenues à partir des reconstructions primaires axiales, elles permettent
l’obtention d’images en Ultra-Haute Résolution (UHR) à voxels de 70 à
80µm d’arête. Ces images plus définies sont potentiellement plus bruitées et
exigent des outils de « filtrage » du bruit pour leur exploitation. Elles sont
utiles surtout en pathologie endodontique (diagnostic canalaire et des fêlures,
ème
d’un 4
canal MV2 des molaires maxillaires, trajet fistuleux d’un foyer
d’ostéite …) voire pour le diagnostic d’ankylose limitée ou «débutante».
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a. Haute Résolution: 125 µm
b. Ultra Haute Résolution: 80µm
Fig.1.9 Intérêt de l’Ultra Haute Résolution : canal pulpaire plus net à 80µm.
 RECONSTRUCTIONS TRIDIMENSIONNELLES (3D). Elles sont de plus
en plus exploitées, à visée chirurgicale pré et peropératoire en implantologie,
parfois orthodontique pour l’étude céphalométrique, pour visualiser les
rapports de dents ou structures incluses ou afin de plus facilement
appréhender une dysmorphie ou encore pour la modélisation prothétique.
Elles peuvent avoir un rôle didactique mais aussi réellement diagnostique.
Fig.1.10 Reconstruction en Rendu de Volume (VR) avec opacité variable,
montrant les implants virtuels et leurs rapports avec le canal mandibulaire.
 L’imagerie 3D en Rendu de Volume (Volume Rendering ou VR) tend à
s’imposer, permettant d’isoler des structures de densité donnée par seuillage,
Par exemple, le seuillage osseux permet d’analyser les structures osseuses
avec une transparence variable et le seuillage dentaire, permet d’isoler la
denture, effaçant les structures osseuses et les parties molles…(fig.1.10)
 L’imagerie 3D de surface (Surface Rendering ou SR) ne montre que les
surfaces cutanées ou osseuses, ne permettant pas l’analyse des structures
internes.
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QUALITE D’IMAGE ET ARTEFACTS EN CONE BEAM
Une image de qualité conjugue à la fois une bonne résolution spatiale et une
bonne résolution en densité. Le bruit et les artéfacts déterminent, quant à eux,
les facteurs susceptibles de nuire à la qualité de l’image.
CARACTERISTIQUES DE L’IMAGE CONE BEAM
 CHAMP DE VUE ET MATRICE DE RECONSTRUCTION
 LE CHAMP DE VUE est défini dans un premier temps lors de l’acquisition
pour correspondre à l’étude envisagée (petits champs, de 4 à 8cm,
champs moyens de 9 à 14cm ou grands champs de 15 à 30cm). Il peut
être reconsidéré à l’occasion de reconstructions secondaires pour préciser
par exemple une structure à l’aide de voxels de plus petite taille.
Fig.1.11 Champs de vue proposés par le cone beam Scanora 3Dx*,
couvrant l’ensemble des besoins en exploration 3D.
 LA MATRICE DE RECONSTRUCTION, d’autant plus grande que le
champ et les pixels sont plus petits, est en règle aujourd’hui de 512x 512
pixels. Elle pouvait être plus petite sur les appareils de premières
générations à grand champ et pixels de 300 ou 400µm et a plutôt
tendance à grandir avec les appareils plus récents, tendant vers
1024x1024 pixels avec des pixels de plus petite taille.
 RESOLUTION SPATIALE C’est la capacité d’un système à discerner
deux petites structures proches. Elle est supérieure à celle du scanner,
surtout en cas d’utilisation de voxels isotropes de petite taille (70 à 160 µm)
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(Newtom 5G*, Morita Accuitomo*…). Elle peut être moins bonne si les voxels
dépassent 250µm. Ainsi, pour améliorer la résolution spatiale, on peut:
 diminuer la taille du champ de vue et/ou augmenter la taille de la
matrice pour des voxels de taille réduite ;
 augmenter la tension (kV) ;
 diminuer l’épaisseur des reconstructions.
Toutefois, cela reste un problème de compromis car la réduction du pixel
entraîne une diminution du rapport S/B et augmenter la tension « durcit » le
faisceau incident de rayons X, ce qui provoque, dans les deux cas, une
diminution de la résolution en contraste (ou en densité).
 RESOLUTION EN DENSITE (ou en contraste). C’est la capacité d’un
système à distinguer deux structures de densités proches. Pour augmenter
« potentiellement » la résolution en contraste, en augmentant le rapport S/B,
on peut:
 augmenter l’intensité du signal (mA) et donc la dose d’irradiation ;
 augmenter la taille du voxel en augmentant le champ de vue et/ou
diminuant la taille de la matrice;
 augmenter l’épaisseur des reconstructions.
La résolution en contraste du cone beam est inférieure à celle du scanner car
l’intensité du signal est plus faible et les voxels généralement plus petits, ce
qui diminue le rapport S/B. Le Cone Beam permet donc l’étude des tissus
durs (os et dent) et l’étude des tissus mous reste réservée au scanner (TDM
ou tomodensitomètre). Cependant un constructeur (Actéon*) a tenté
récemment de calibrer les «radiodensités CBCT» en échelle de « Densités
Hounsfield » utilisée en TDM, ce qui ouvre peut-être des horizons nouveaux à
l’usage du cone beam.
BRUIT ET ARTEFACTS Si la qualité des images du cone beam est le
plus souvent satisfaisante, la présence de bruit et d’artéfacts peut toutefois
altérer leur lisibilité.
RAPPORT SIGNAL SUR BRUIT (rapport S/B) Plus le signal d’une image
est supérieur au bruit qui le compose, meilleurs sont le rapport S/B et la
qualité de l’image résultante, aussi bien en contraste qu’en résolution spatiale.
Le bruit global d’une image radiologique est la somme des différents bruits
créés lors des étapes de la formation de l’image. On distingue deux types de
bruit d’origine distincte :
 le bruit photonique ou quantique, qui correspond au phénomène de
fluctuation quantique du faisceau de rayons X;
 le bruit du système qui correspond à l’ensemble des bruits prenant
naissance dans la chaîne de détection, de transmission et de numérisation du
signal.
Afin d’optimiser le rapport signal sur bruit, on peut :
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 augmenter l’intensité du signal et donc la dose d’irradiation;
 réduire le bruit du système en améliorant la qualité des capteurs et la
qualité de la chaîne de transmission du signal. En cas d’image en haute
résolution, à voxels de 70 à 125 µm, il est souvent utile d’épaissir simplement
les coupes axiales, à taille de voxel constante, pour obtenir d’emblée une
amélioration du rapport signal sur bruit.
125µm
80µm
Fig.1.12 «Bruit» accru sur reconstructions très fines, à voxels de 80µm,
montrant plus de détails cependant que sur les reconstructions à 125µm.
ARTEFACTS Les artéfacts, d’origine cinétique et/ou métallique notamment,
sont responsables de fausses images qui peuvent nuire à l’interprétation. Il
est donc primordial de les repérer pour éviter toute erreur ou piège
diagnostiques.
 ARTEFACTS METALLIQUES Ils seraient moins importants sur les
appareils cone beam bien calibrés. Cependant, certains cone beam, surtout si
leur capteur est mal calibré, peuvent présenter des artéfacts encore plus
importants et plus gênants qu’au scanner.
Les artéfacts métalliques apparaissent lorsque le faisceau de rayons X
rencontre des transitions trop abruptes de densité dans le volume exploré. Le
faisceau de rayons X est polyénergétique à la sortie du tube radiogène. Ses
rayons de plus basse énergie sont atténués en priorité lors de la traversée
d’un objet de forte densité: on dit que ce faisceau de rayons X filtré est
«durci». Ces artéfacts métalliques sont le plus souvent causés par ce
phénomène de durcissement du faisceau ainsi que par le rayonnement
diffusé. On note alors la présence de plages de perturbations hypodenses,
plus ou moins intenses (zones d’ombre, bandes sombres), de stries radiaires
noires ou blanches, qui sont centrées sur les structures métalliques.
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Fig.1.13 Stries radiaires dues au durcissement du faisceau
En scanner, les logiciels de reconstructions itératives permettent de
réduire significativement ces artéfacts métalliques et/ou de réduire les doses
d’exposition. L’application de tels algorithmes en cone beam est à l’étude.
En pratique, pour limiter ces artéfacts, il est nécessaire de retirer tout objet
métallique amovible susceptible de se retrouver dans le champ exploré
(prothèses adjointes, bijoux, piercing….).
 EFFET «MACH» OU EFFET DE BORD L’effet de bord se traduit par la
présence d’un liseré noir autour ou à proximité d’une structure dense (implant,
prothèse, tenon, inlaycore…) en fort contraste avec l’os alvéolaire. Une simple
diminution de contraste l’atténue ou l’annule, le différenciant d’une alvéolyse
péri-implantaire par exemple.
Fig.1.14 Effet de bord autour d’un implant de 36 bien ostéo-intégré,
sans alvéolyse péri-implantaire, contrairement à ce que pourrait faire croire
cette reconstruction panoramique.
 ARTEFACTS METALLIQUES DE COURONNE Ces artéfacts métalliques,
essentiellement dus au durcissement du faisceau, s’expriment par des
bandes blanches ou noires ou mixtes, parfois en « feu d’herbe » situées
strictement à la hauteur des couronnes du fait du caractère horizontal du
centre du faisceau, parallèle en général au plan occlusal. Ces artéfacts de
couronne sont cependant peu ou pas gênants en implantologie car ils se
situent généralement à distance de la crête osseuse et des procès édentés.
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Fig.1.15
Artéfacts
métalliques
de
couronne
peu ou pas gênants car à distance de la crête édentée.
(région
de
16)
 ARTEFACTS METALLIQUES RADICULAIRES Les artéfacts radiculaires
sont dus principalement aux tenons intra-radiculaires, aux inlaycores et aux
piliers implantaires. Contrairement au scanner où ce type d’artéfacts entraîne
une barre noire gênant la visibilité de la crête osseuse et du procès alvéolaire,
le phénomène est atténué voire absent en cone Beam.
SCANNER
CONE BEAM (même patient)
Fig.1.16 Artéfacts métalliques radiculaires en scanner (crête alvéolaire non vue)
très atténués en cone beam (crête alvéolaire visualisée).
A part sont les pseudo-traits de fracture horizontale d’une racine à hauteur de
l’apex d’un tenon. Le diagnostic différentiel avec un trait de fracture se fait par
la position en hauteur du «trait», par son prolongement au-delà du bord
radiculaire et enfin par l’absence d’élargissement de l’espace desmodontal.
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a
b
Fig.1.17 Pseudo-fracture (a) et vraie fracture (b), de diagnostic difficile.
 ARTEFACTS IMPLANTAIRES
 Implant cylindrique L’effet mach ou «effet de bord» est classique,
(fig.1.14), surtout en cas de fortes doses (images en haute définition).
L’«écho de bord» s’observe sur les reconstructions «dentascanner» (Curved
MPR) dites «coronales» ou orthogonales (« cross-sectionals ») et se
caractérise par la répétition de l’effet de bord sur des reconstructions
orthogonales adjacentes, même à distance de l’implant. Afin de limiter ou
d’éviter ces artéfacts, il faut diminuer les constantes de dose (kV et mA).
Fig.1.18 «Echo de bord» : effet de bord implantaire (implants en 14 et 16)
répétés sur les reconstructions adjacentes de la région de 15.
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 Implants lame et «diskimplants» sont moins sujets à ces artéfacts.
Fig.1.19 Peu d’artéfacts autour de cet implant-lame gauche, mais une périimplantite, caractérisée par une alvéolyse péri-implantaire.
Fig.1.20 Peu d’artéfacts autour de ce «diskimplant» droit, mais une alvéolyse
péri-implantaire avec communication bucco-sinusienne et sinusite.
 Implants aiguille Devenus rares, ils rendent impossible l’interprétation
en scanner et apparaissent moins susceptibles aux artéfacts en cone beam.
a
b
Fig.1.21 Scanner (a: crête invisible) et cone beam (b: crête bien dessinée)
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 AUTRES ARTEFACTS METALLIQUES
 Objets métalliques se situant dans le champ du faisceau de rayons X :
essentiellement les piercings et les boucles d’oreilles, à ôter si possible avant
l’examen.
Fig.1.22 Boucles d’oreilles : artéfacts sur tous les plans et même en 3D.
 Fausses images lacunaires, pouvant mimer une carie ou une
résorption coronaire ou radiculaire, souvent à proximité d’un amalgame ou
d’une prothèse métallique. Le diagnostic n’est parfois possible qu’en
confrontant les différents plans de reconstruction, sur lesquels l’image
pathologique
peut
sembler
très
différente
voire
absente.
Fig.1.23 Pseudo-carie due à une fausse image lacunaire artéfactuelle.
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 ARTEFACTS CINETIQUES Ces artéfacts sont dus aux mouvements du
patient et s’expriment sur l’image par un dédoublement des contours des
différentes structures. La définition de l’image est alors dégradée par un flou
cinétique important qui peut parfois être responsable de mesures erronées.
Ces artéfacts cinétiques sont plus fréquents qu’au scanner du fait des temps
de pose plus longs (jusqu’à 30 secondes pour le Morita Accuitomo F17* et le
Newtom 5G*). Pour réduire les artéfacts cinétiques, il faut :
 des moyens de contention efficaces afin de limiter les mouvements de la
tête du patient: appuis ou « scratch » frontaux et occipitaux, éventuellement
pièce à mordre pour limiter les mouvements de la mandibule ; noter que
l’immobilité du patient est nettement meilleure quand celui-ci est allongé (95%
des images avec des artéfacts imperceptibles), plutôt que debout ou assis
(68% des images avec des artéfacts imperceptibles) ;
 un temps d’acquisition le plus court possible ;
 une coopération du patient pour limiter les mouvements physiologiques
(ainsi que la déglutition voire la respiration quand le temps de pose est court).
Pour des patients très jeunes ou atteints de troubles neurologiques comme la
maladie de Parkinson et dans les cas où des artéfacts cinétiques rendent la
lecture de l’examen cone beam délicate ou impossible, il est souvent
préférable de prescrire en seconde intention un examen scanographique à
temps de pose ultra-court (1 à 4 secondes pour les scanners 64 barrettes
actuels).
Par ailleurs, les artéfacts cinétiques peuvent être parfois localisés seulement
à une portion d’arcade : hémi maxillaire droit ou gauche ou bien région
antérieure. Si l’exploration porte sur une partie exempte d’artéfacts, l’examen
peut être validé.
Enfin, les artéfacts cinétiques amplifient les artéfacts métalliques et
inversement: les deux types d’artéfact se potentialisent.
Fig.1.24 Artéfacts cinétiques avec double contours: interprétation impossible.
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 ARTEFACTS DE CAPTEUR Les artéfacts de capteurs représentent
une faille au niveau de la détection:
 capteurs défectueux ;
 mauvais centrage du faisceau X par rapport aux détecteurs : artéfacts de
calibration.
Les solutions pour atténuer ces artéfacts sont la bonne calibration du couple
tube-détecteurs et, en cas d’échec, une maintenance technique voire le
remplacement d’un capteur défectueux.
On distingue surtout les artéfacts de cible et les artéfacts de contraste.
 Les artéfacts de cibles naissent d’un vide d’informations au niveau des
projections. Ils se voient essentiellement dans les parties molles, sous forme
de cercles d’intensité variable sur les coupes axiales, centrés par l’axe de
rotation et des lignes verticales hypo ou hyperdenses sur les reconstructions
verticales.
a
b
Fig.1.25 Artéfacts de cible sur coupes axiale (a) et orthogonale (b).
 Les artéfacts de contraste s’observent en cas de contraste important,
par exemple si un implant est exploré par un cone beam au capteur mal
calibré : on note une différence de contraste accrue et brutale entre la
bande d’image comprenant l’implant et les bandes sus ou sous-jacentes.
Fig.1.26 Artéfact de contraste dû à un capteur mal calibré.
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DOSIMETRIE ET CONE BEAM
Théoriquement, le cone beam présente, par rapport au scanner, l’intérêt
d’une moindre irradiation. En pratique, ceci dépend d’une part de l’appareil
cone beam considéré et d’autre part du protocole, ainsi que du type de
scanner envisagé. Certains appareils cone beam s’avèrent en effet plus
irradiants qu’un scanner réalisé dans des conditions optimales.
 DOSE ABSORBEE ou DELIVREE EN CONE BEAM
La dose absorbée est la quantité d’énergie absorbée par unité de masse de
matière irradiée. Elle s’exprime en Gray (Gy) correspondant à l’absorption
d’un Joule d’énergie par Kilogramme de matière. Elle est directement liée aux
paramètres d’exposition radiologique (Tension, Intensité, Temps de pose et
Volume irradié) et est mesurée à la sortie du tube.
En scanner, la machine mesure le CTDi vol (Computed Tomography Dose
Index) traduisant la dose délivrée par unité de volume (mGy /cm3) ce qui
permet de fournir le Produit Dose Longueur (PDL ou DLP) correspondant à la
dose délivrée pour l’irradiation sur une hauteur donnée, exprimée en mGy.cm.
Fig.1.27: Dose absorbée en scanner : DLP < 40 mGy.cm pour un maxillaire (flèche
verte) et < 60mGy.cm à la mandibule (flèche rouge).Total DLP < 100mGy.cm.
En cone beam, la dose absorbée est fournie par la mesure du Produit Dose
Surface (PDS) exprimé en mGy/cm2.
 DOSE EFFICACE ET CONE BEAM
Par définition, la dose efficace permet d’évaluer le risque d’apparition d’effets
stochastiques chez l’homme et ne se mesure pas mais se calcule.
 En scanner, la dose efficace (exprimée en Sievert ou Sv) est calculée à
partir de la dose absorbée par les différents tissus et organes exposés, en
appliquant des facteurs de pondération qui tiennent compte du type de
rayonnement ionisant (alpha, bêta, gamma, X, neutrons) et de la sensibilité
spécifique des organes ou tissus (définie par un facteur tissulaire spécifique
pour chaque organe). Le facteur rayonnement étant égal à 1 pour les rayons
X, on obtient :
Dose efficace (Sv) = Dose absorbée x Facteur tissulaire
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Comme un examen scanographique explore plusieurs organes d’une même
région du corps, un facteur tissulaire régional a été proposé pour chaque
région corporelle. Par exemple le facteur de pondération de la tête pour le
scanner est égal à 0,0021 et celui du cou est de 0.0031 (influence de la
thyroïde dans le calcul). En scanner, il suffit de multiplier le PDL en mGy.cm
par le facteur tissulaire régional de la tête (0.0021) pour obtenir la dose
efficace en µSv. Exemple: pour un PDL de 39 mGy.cm, (scanner
maxillaire) la dose efficace est de 39 x 0,0021= 0,0819 mSv, soit 81,9 µSv.
 En cone beam, la dose efficace est plus complexe à calculer car le faisceau
conique est responsable d’un rayonnement diffusé plus important qu’au
scanner. Ludlow a proposé une méthode de mesure de la dose efficace à
partir d’un fantôme anthropomorphique équipé de 24 dosimètres thermoluminescents placés au niveau des organes potentiellement irradiés (cerveau,
cristallin, thyroïde, glandes salivaires, œsophage, peau, etc.…). La somme
des doses efficace des différents dosimètres placés au sein du fantôme
détermine la dose efficace totale.
Fig.1.28 Fantôme type Ludlow et siège des différents dosimètres.
Son étude de 2007 compare plusieurs appareils Cone-beam au Scanner. Les
doses efficaces mesurées sont converties en équivalence de panoramique
classique (orthopantomographie) et en équivalence d’irradiation naturelle par
an. La dose efficace est dépendante des constantes d’acquisition (tension en
kV, intensité en mA et temps de pose, soit le mAs) mais enfin et surtout du
champ de vue (FOV : Field Of View). Ainsi, un champ dit «dentoalvéolaire»
de 8cmx8cm, expose, à taille de voxels constante, à une dose efficace
inférieure qu’un grand champ dit « crânio-facial » de 15 à 30 cm de diamètre.
Le champ est aussi déterminant pour la qualité de l’image, dont la résolution
spatiale est directement liée à la taille des pixels. L’augmentation du champ
implique en effet le plus souvent celle de la taille moyenne des voxels,
induisant une moins bonne résolution spatiale. Par exemple un champ de
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15cm x 15cm exploitera des pixels de 250 à 300µm de côté, alors qu’un
champ de 8cm x 8cm comprendra de pixels de 150 à 200 µm de côté et qu’un
champ de 6cm x 6cm sera pourvu de pixels de 100 à 125µm de côté. Enfin,
certaines machines proposent pour un même champ, des niveaux de
résolution variable, par exemple « faible résolution » avec des pixels de
200µm, et «haute résolution» avec des pixels de 150 à 70µm. Ce dernier
mode, plus irradiant, est à réserver à des cas particuliers comme l’endodontie
exigeant une Ultra Haute Résolution.
Tableau 1.1 Comparaison des doses efficaces selon les appareils cone beam
(Ludlow 2007). Grande disparité des doses calculées,
de 68 µSv (Newtom 3G*) à 652 µSv (Planmeca* Promax 3D*).
SOURCE
DOSE EFFICACE
µSv (environ)
PANORAMIQUE DENTAIRE NUMERIQUE
15-25
STATUS LONG CONE 21 poses NUMERIQUE
100
DENTASCANNER NON OPTIMISE
600-1300
DENTASCANNER OPTIMISE
60-210
CONE BEAM
20-600
Tableau 1.2 Comparaison des doses efficaces du cone beam
et d’autres examens radiologiques dentaires
Rappelons qu’une dose efficace de 20 µSv (dose moyenne pour un
panoramique dentaire) correspond à 3 jours d’irradiation naturelle ou
6 heures de vol en avion ou bien de séjour à 3000 m d’altitude…
Cone beam pratique en odontostomatologie-Généralités
 OPTIMISATION DE LA DOSIMETRIE EN CONE BEAM
Elle comporte, comme au scanner :
 Justification: Tout examen devrait être réalisé après avoir été justifié pour
chaque patient, afin de tenter de s’assurer que les avantages de l’examen
l’emportent sur les risques. Les examens cone beam ne devraient pas être
répétés en routine, sans qu’une nouvelle évaluation « avantages contre
risques» n’ait été réalisée.
 Optimisation: Dose limitée à la plus petite nécessaire et suffisante pour le
diagnostic recherché (principe ALARA : As Low As Reasonably Achievable).
La dose délivrée devrait ainsi être limitée en implantologie (la dose de
250mGy.cm2 est retenue par le SEDENTEXCT* comme valeur de référence
pour une étude implantaire 3D en site de la première molaire maxillaire chez
un homme de corpulence moyenne). En outre, comme pour le scanner, le
type et même la marque voire le modèle de cone beam peuvent influer
grandement sur la dose émise.
L’European Academy of Dento-Maxillo-Facial Radiology (EADMFR*) et
l’association SEDENTEX CT* ont produit des « Principes d’Utilisation du
Cone Beam » (www.sedentexct.eu/content/basic-principles-use-dentalcone-beam-ct) dans le but de promouvoir les recommandations portant sur la
justification, l’optimisation, les règles de prescription, de formation et de
contrôle de l’usage des cone beam. Voici ces recommandations :
1. Les examens CBCT ne doivent pas être effectués sans qu’une anamnèse
du patient et un examen clinique n’aient été réalisés.
2. Les examens CBCT doivent être justifiés pour chaque patient, afin de
démontrer que les bénéfices l’emportent sur les risques.
3. Les examens CBCT doivent potentiellement apporter des informations
utiles à la prise en charge du patient.
4. Il n’est pas souhaitable que les examens CBCT soient répétés en
routine, sans qu’une nouvelle évaluation bénéfice/risque soit réalisée.
5. En adressant son patient à un autre praticien pour un examen CBCT, le
dentiste référent doit fournir suffisamment d’informations cliniques
(issues de l’anamnèse du patient et de l’examen clinique) afin de permettre au
praticien réalisant l’examen CBCT d’appliquer la procédure de justification.
6. Les examens CBCT doivent seulement être réalisés quand la question
pour laquelle l’imagerie est requise ne peut obtenir de réponse adéquate
par une radiographie dentaire conventionnelle (traditionnelle) moins
irradiante.
7. Les examens CBCT doivent faire l’objet d’un compte-rendu radiologique
portant sur l’ensemble des données d’imagerie.
8. Quand il est probable que l’étude des tissus mous sera requise pour
l’évaluation radiologique du patient, l’examen d’imagerie approprié sera le
scanner médical conventionnel ou l’IRM plutôt que le CBCT.
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9. L’équipement CBCT devrait offrir un choix varié de volumes d’exploration et
l’examen doit utiliser le volume le plus petit compatible avec la situation
clinique si cela permet une dose d’irradiation moindre du patient.
10. Quand l’équipement CBCT offre un choix varié de résolutions, il convient
d’utiliser une résolution compatible avec un diagnostic adéquat et une
dose minimale.
11. Un programme d’assurance qualité doit être établi et mis en œuvre
pour chaque installation CBCT, incluant des procédures de contrôle de
l’équipement, des techniques et de la qualité des examens.
12. Des aides au positionnement précis et à la stabilité du patient (lasers
lumineux) doivent toujours être utilisés.
13. Toute nouvelle installation d’équipement CBCT doit subir un examen
critique et des tests de contrôle détaillés avant usage afin d’assurer une
radioprotection optimale du personnel, du public et du patient.
14. Les équipements CBCT doivent subir des tests de routine réguliers
afin de s’assurer que la radioprotection du personnel et des patients ne s’est
pas détériorée.
15. Pour la radioprotection du personnel utilisant le matériel CBCT, les
recommandations détaillées dans la section 6 du document radioprotection
136 de la commission européenne, doivent être suivies.
16. Les utilisateurs d’un équipement CBCT doivent avoir reçu une
formation théorique et pratique adéquate pour la pratique radiologique et
une compétence suffisante en radioprotection.
17. Une formation continue est nécessaire après qualification,
particulièrement quand un nouveau matériel ou de nouvelles techniques sont
adoptées.
18. Les chirurgiens-dentistes responsables d’un équipement CBCT qui n’ont
pas reçu préalablement de formation adéquate doivent subir une période
additionnelle de formation théorique et pratique validée par une institution
académique (université ou équivalent). Quand une qualification nationale de
spécialité en radiologie dento-maxillo-faciale existe, la conception et la
délivrance de programmes de formation en CBCT doivent impliquer un
radiologue spécialisé en radiologie dento-maxillo-faciale.
19. Pour les images CBCT des dents, de leurs tissus de soutien, de la
mandibule et du maxillaire jusqu’au plancher nasal (soit champs de
8cmx8cm ou inférieurs), l’évaluation clinique (commentaire radiologique ) doit
être réalisé par un radiologue spécialisé en radiologie dento-maxillo-faciale
ou si ce n’est pas possible, par un chirurgien-dentiste correctement formé.
20. Pour des petits champs de vue non dentaires (par exemple os temporal)
et pour toute image CBCT craniofaciale (champs de vue s’étendant au-delà
des dents, de leur tissu de soutien, de la mandibule, incluant l’ATM, et du
maxillaire jusqu’au plancher nasal), le compte-rendu radiologique doit être
réalisée par un radiologue spécialisé en radiologie dento-maxillo-faciale ou
par un radiologue clinicien (radiologue médical).
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Ces recommandations peuvent être résumées en quelques mots-clés :
Justification, optimisation, précaution, scanner ou IRM pour les parties
molles, formation initiale et contrôle continu en radioprotection et en
radiologie dento-maxillo-faciale, compte-rendu radiologique par dentiste
pour un champ de vue jusqu’à 8 x 8cm et par radiologue pour un champ
supérieur.
LES APPAREILS CONE BEAM
 En fonction du champ de vue, définissant leurs indications en radiologie, on
peut définir trois types d’appareil :
 les appareils à petit champ, inférieur ou égal à 8 cm de diamètre,
correspondant au champ dentoalvéolaire, recommandé pour les
chirurgiens-dentistes. Leurs avantages sont théoriquement les suivants :
 Coût relativement bas, du fait surtout de capteurs de petite taille
 Irradiation à priori limitée
 Définition élevée à pixels de 75 à 200 µm selon le modèle
 Encombrement réduit (couplage à un panoramique dentaire voire à
une téléradiographie du crâne).
MARQUE
KODAK
VATECH
MORITA
PLANMECA
MODELE
9000
PAX UNI
VVP
PROMAX
3D
3D
3D
3D
CAPTEUR
CMOS
CMOS
CMOS
CMOS
TEMPS DE
ROTATION (s)
9,4
8,3
9,4
18
CHAMPS (cm)
5x3,7
5x5
5x8
4x4,
4x8,
8x8
4x5
8x8
TAILLE
DU PIXEL (µm)
76,5 à 200
186
125
150
DOSE
EFFICACE (µSv)
20 à 69
50
20 à 96
120 à 650
Tableau 1.3 Caractéristiques comparées de quelques «cone beam» petit champ.
 les appareils à champ moyen, de 9 à 14 cm de diamètre, permettant
l’exploration complète en une acquisition d’une ou des deux
mâchoires voire des articulations temporo-mandibulaires (exemple :
Vatech Pax Duo 3D*); cependant, ces champs d’exploration sont le plus
souvent inclus dans des appareils grand champ.
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 les appareils grand champ, d’au moins 15 x 15cm, pouvant explorer
l’ensemble des sinus, utiles en orthodontie, en ORL et en chirurgie
maxillo-faciale. Leur justification relève de plusieurs raisons :
 tout examen cone beam (petit ou grand champ) suppose
l’irradiation d’au moins un maxillaire en entier ; donc toute région
irradiée doit pouvoir être explorée en totalité;
 l’exploration des sinus de la face pour les bilans ORL et maxillofaciaux, voire orthodontiques, sont possibles;
 leur définition est aujourd’hui élevée (125, voire 70µm) ;
 l’irradiation est contrôlable par optimisation, protocole «low dose»
et surtout le caractère multichamps de la plupart des nouveaux
modèles allant de 5 ou 6 cm à 15 et jusqu’à 30 cm.
 Enfin, les modèles verticaux sont parfois associés à un
panoramique (Scanora 3Dx*) voire à un télécrâne (Vatech*).
Appareil
Paramètre
Capteur plan
Temps de
pose (sec.)
Contention
Tension (kV)
Intensité
(mA)
Champs (cm)
Pixel (µm)
Dose (µSv)
Newtom
VGi
et 5G
silicium
Morita
Accuitomo
170
silicium
18 à 30
Scanora 3Dx
Acteon
Whitefox
Vatech
Pax Duo
3D
silicium
silicium
silicium
18 à 30
8 à 30
18 à 27
15 à 26
+
110
+++
60-90
+++
60-90
+
105
+
50-90
2-15
4-10
4-12,5
6-10
2-10
6x6, 8x8,
12x7.5
15x15
4x4, 6x6,
8x8, 14x14,
17x12
70-250
80-250
5x5, 5x10, 8x10
13,5 x17
18x17,
24x17
100-500
6x6, 8x8,
12x8,
15x13
20x17
100-300
5x5,
8.5x5,
8.5x8.5,
12x9
120-400
50-265
20-120
47-68
(petits/moyens
champs)
50-120
44-360
Tableau 1.4 Caractéristiques de quelques «cone beam» grand champ.AMETRE
 La plupart de ces appareils proposent le choix de champs multiples, avec
voxels de taille variable et deux types de résolution par champ:
 résolution standard ou basse (voxels de 200 à 300µm), à relativement
faible dose, pour les moyens et grands champs
 et résolution haute (voxels de 125 à 160µm) à plus forte dose, pour les
petits et moyens champs, autorisant pour certains les reconstructions
secondaires en Ultra-Haute Résolution à voxels de 70 à 80µm (Newtom
VGi et 5G* et Morita Accuitomo*).
 Enfin, certains appareils comportent un panoramique « embarqué »,
idéalement sur capteur différent de celui du cone beam, voire un module de
téléradiographie à distance réduite (en règle 1.5 m).
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INDICATIONS DU CONE BEAM en odontostomatologie
Technique d’imagerie de référence en odontostomatologie, le cone beam est
indiqué dans la plupart des cas où une imagerie tridimensionnelle s’impose :
 Implantologie;
 dents de sagesse posant un problème anatomique avant extraction ;
 pathologie orthodontique et malformative imposant une imagerie 3D
(inclusions, agénésies, dent surnuméraire, fentes, dysmorphies…) ;
 traumatismes dentoalvéolaires ou maxillaires en dehors des traumatismes
graves de la face, indiquant plutôt un scanner ;
 pathologie
endodontique
(anatomie canalaire, lésions d’origine
endodontique: leurs causes, leurs rapports et conséquences, fêlures…) ;
 pathologie parodontale ;
 images claires et denses des maxillaires (diagnostic et bilan) incluant la
pathologie tumorale et kystique intra-osseuse;
 sinusites d’origine dentaire ou implantaire et pathologie des sinus en
général;
 pathologie osseuse des ATM.
D’autres indications sont déjà proposées, telle l’étude des rochers (oreilles
moyennes) en ORL, des articulations des membres …
CONCLUSION Le cone beam suffit donc au diagnostic dans la majorité
des cas en implantologie et en pathologie dento-maxillo-faciale, du fait de sa
spécificité pour l’étude des tissus durs que représente le complexe
dentoalvéolaire. Le scanner reste cependant incontournable dans
l’exploration des parties molles et dans tous les cas où une mesure de
densité est nécessaire, ainsi qu’en pathologie tumorale et kystique
envahissant les parties molles et dans les traumatismes complexes et
lorsque des artéfacts cinétiques rendent impossible l’interprétation d’un
cone beam. Enfin, la multiplication des appareils cone beam dans les
cabinets dentaires devrait être soumise à une maîtrise codifiée de son usage
afin d’éviter les abus de l’autoprescription qui pourraient se traduire par une
augmentation significative de l’irradiation de la population en pratique
médicale.
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