Si l’imagerie 2D reste le principal outil de confirmation du diagnostic dans le domaine de la santé bucco-dentaire, l’utilisation de l’imagerie 3D permet de visualiser l’anatomie cranio-faciale tridimensionnelle et de créer un patient virtuel pour la planification pré-chirurgicale et le pré-traitement. C’est pour répondre à ces applications que la tomographie dentaire à faisceau conique (CBCT) a été introduite à la fin des années 90, avec une forte augmentation du nombre de fabricants et des performances depuis lors. Outre les applications dentaires, l’imagerie CBCT est également utilisée pour l’ORL, l’angiographie, l’imagerie diagnostique musculo-squelettique, l’imagerie mammaire et cardiaque, les applications intra-chirurgicales et interventionnelles ainsi que la radiothérapie [¹]. Dans le monde, 50 fabricants dans 12 pays ont produit plus de 280 modèles différents de CBCT dentaires pour l’imagerie 3D en cabinet, avec des machines compactes et abordables produisant des images de haute résolution à des doses de rayonnement raisonnablement faibles. La multiplication du nombre de modèles s’accompagne d’une grande variation des caractéristiques et des spécifications techniques des CBCT détaillés dans le ^{tableau 1}.

Les variations liées à la machine et au protocole peuvent entraîner une grande variation des doses de rayonnement et de la qualité de l’image [²]. En effet, les doses efficaces des machines CBCT peuvent facilement varier entre 10 et 1 000 µSv, ce qui correspond à 2 à 200 équivalents de dose de radiographie panoramique. En même temps, la variabilité de la qualité de l’image est énorme, non seulement entre les appareils CBCT mais aussi au sein d’un même appareil. De plus, lorsque des objets très denses se trouvent dans le champ balayé, les artefacts CBCT qui en résultent peuvent nuire à la qualité de l’image diagnostique dans la grande majorité des appareils disponibles. La segmentation des modèles 3D peut atteindre une précision de 0,2 mm, bien que des inexactitudes plus importantes puissent s’appliquer [²]. La précision linéaire est généralement bien inférieure à 0,5 mm, certains CBCT et protocoles atteignant une précision de 0,2 mm ou même plus [²]. L’énorme variation de la dose et de la qualité de l’image diagnostique nécessite une optimisation supplémentaire avant l’utilisation clinique.

À l’exception de quelques appareils CBCT haut de gamme, la plupart des machines sont des systèmes multimodaux (hybrides) permettant de combiner l’imagerie panoramique 2D et l’imagerie CBCT 3D avec, en option, l’imagerie céphalométrique. Toutefois, la forte augmentation des équipements CBCT a créé un écart important entre les preuves scientifiques et le matériel et les logiciels disponibles. Les preuves publiées font souvent référence à un ou à quelques protocoles et appareils CBCT, les résultats et les conclusions rapportés n’étant pas toujours applicables à d’autres appareils et protocoles CBCT [¹, ²]. Malheureusement, l’introduction d’appareils hybrides moins chers et compacts avec des détecteurs de petite taille a entraîné une diminution de la disponibilité des appareils CBCT haut de gamme avec une qualité d’image supérieure.

En outre, il existe une énorme demande pour une intégration maximale des ensembles de données 3D acquises à partir de diverses sources d’imagerie ainsi qu’un appel à des solutions simplifiées. Le but ultime reste une intégration complète, rapide et précise des données d’imagerie 3D disponibles, créant ainsi un patient virtuel qui facilite le diagnostic et la planification du traitement [³].

CARACTÉRISTIQUES TECHNIQUES DES APPAREILS CBCT

La tomographie dentaire à faisceau conique (CBCT) est un appareil à rayons X doté d’un faisceau de rayons X en forme de cône se déplaçant autour du patient pour permettre de générer des images tridimensionnelles (3D) des tissus durs crânio-faciaux [¹] (^{figure 1}).

La plupart des modèles CBCT sont des modèles hybrides 2-en-1 ou 3-en-1, une minorité étant des machines CBCT exclusives. Un positionnement confortable et stable du patient pendant l’acquisition de l’image est essentiel pour éviter les artefacts de mouvement qui peuvent nuire à la qualité de l’image. Pour éviter les artefacts de mouvement lors de l’imagerie CBCT avec des modèles hybrides debout, il est conseillé de placer le patient debout pour l’acquisition d’images panoramiques, mais assis pour l’acquisition d’images CBCT, à l’aide d’un fauteuil à rayons X réglable [²].

La qualité du faisceau de rayons X est également influencée par les paramètres d’exposition typiques tels que le courant (mA) et la tension (kV) du tube [¹]. Nous reviendrons sur ces notions. Pour certains appareils, les paramètres sont fixes ou préréglés tandis que d’autres CBCT offrent des réglages manuels [¹]. Des réglages kV et mA ajustables peuvent permettre une acquisition d’image optimisée et spécifique au patient selon ALADAIP [⁴, ⁵].

La qualité de l’image CBCT dépend non seulement des caractéristiques du tube à rayons X mais aussi du détecteur choisi. Aujourd’hui, la plupart des appareils CBCT utilisent des détecteurs à panneau plat (FPD) sans distorsion, avec une gamme dynamique plus large et une profondeur de 14 et 16 bits [¹] (^{tableaux 1} et ²).

En résumé : Il est conseillé aux chirurgiens-dentistes de tenir compte des informations sur la fiche technique du fabricant avant l’achat et l’utilisation de l’appareil (^{tableau 2}).

Un autre paramètre important, qui affecte à la fois la qualité de l’image et la dose de radiation, est le champ de vision (FOV, Field Of View), avec des options au sein et entre les appareils CBCT allant de 20 × 20 mm à 300 × 300 mm FOV [¹, ²] (^{figure 2}). Une minorité d’appareils CBCT n’offrent qu’un ou deux FOV. Idéalement, il serait préférable d’avoir des appareils CBCT avec un FOV librement ajustable permettant une imagerie collimatée spécifique au patient et une optimisation de la dose [12].

Pour obtenir de grands champs, les appareils CBCT doivent de préférence être équipés d’un détecteur de grande taille, compatible avec les dimensions des champs requises, bien que l’utilisation d’un détecteur plus grand augmente considérablement les coûts de la machine. Pour surmonter ce problème, on a souvent recours à l’assemblage qui permet d’élargir le champ visuel en utilisant des détecteurs plus petits et plus abordables. Cependant, l’assemblage peut nuire à la qualité de l’image, tout en augmentant le temps d’exposition, la dose de rayonnement ainsi que le risque d’expression d’artefacts de mouvement et de métal. Malheureusement, l’utilisation du stitching n’est pas toujours signalée par le fabricant et n’est certainement pas privilégiée compte tenu des inconvénients susmentionnés.

Il est à noter que les grands champs, au-delà de 13 × 13 cm, permettant la visualisation du massif facial supérieur, sont réservés aux radiologues [⁶, ⁷].

Souvent, le FOV et la sélection de la taille des voxels sont des paramètres liés. À un petit FOV sont associées de petites tailles de voxels [²]. Il est à noter que les grands champs sont incompatibles avec des petites tailles de voxels. La sélection doit être orientée par l’indication (ALADAIP) [⁴, ⁵]. De nombreux appareils CBCT permettent d’atteindre un niveau de précision de 0,2 mm, ce qui confère au CBCT une bonne résolution spatiale, souvent supérieure à celle des scanner. Les imprécisions les plus importantes sont surtout liées à la présence d’artefacts métalliques ou de mouvement (> 1 mm) [²].

En résumé pour le champ d’acquisition :

– à chaque indication correspond un champ d’acquisition (FOV) ;

– la taille du voxel (la précision) est liée à la taille du champ : petits voxels = petit champ ; grands voxels = grands champs ;

– la haute résolution n’est possible qu’avec les petits champs ;

– les grands champs (> 15 × 15 cm) sont réservés aux radiologues ;

– il est préférable d’éviter les techniques dites de stitching.

QU’EST-CE QUE LA DOSE ET EN PARTICULIER LES DIFFÉRENCES DE DOSES SUR UN CBCT ?

Pour bien comprendre ce concept, quelques notions de base en imagerie par rayons X sont nécessaires. Comme la formation d’une image photo dépend de 3 paramètres – l’ouverture du diaphragme, la vitesse (ou temps de pose) et la sensibilité du capteur –, la formation d’une image radiographique dépend aussi de 3 paramètres sensiblement identiques, qui sont :

– le kilo-voltage (KV) : ce paramètre influe sur le pouvoir de pénétration des photons X dans la matière. Plus l’objet sera épais et/ou dense, plus on aura besoin d’augmenter les KV. On peut comparer ça à la qualité de lumière en photo, différente entre le crépuscule et midi ;

– les milli-ampères (mA) : ce paramètre influe sur le nombre de photons X générés (comparable à l’ouverture du diaphragme en photo, qui gère la quantité de lumière reçue) ;

– le temps d’exposition : quelques millisecondes pour un cliché intra-oral, quelques secondes à une grosse dizaine de secondes en panoramique dentaire ou cone beam.

Comme pour les appareils photos grand-public, ces réglages sont en général transparents pour l’utilisateur de systèmes extra-oraux. Ils sont paramétrés par défaut sur les systèmes, en fonction du gabarit de patient sélectionné. Mais le KV et le mA sont généralement accessibles en manuel, pour les puristes ou ceux qui désirent un autre réglage par défaut. Le niveau de dose absorbée par le patient dépend de ces 3 paramètres et d’un quatrième qui est la surface irradiée (le champ du cone beam). Son unité est le gray (Gy) ou milli-gray (mGy). Ensuite, il y a la dose efficace (son unité est le microsievert : µSV) qui est une dose pondérée par la radiosensibilité des organes et le type de rayonnement. La dose efficace est une somme pondérée des doses absorbées par chaque organe. Enfin, l’étalon de dosimétrie en radiologie dentaire est le PDS (produit-dose-surface) ou DAP (Dose Area Product). Son unité est donnée en mGy.cm². À titre d’exemples, un panoramique dentaire délivre entre 100 et 120 mGy.cm² pour un adulte moyen ; un cone beam des deux mâchoires (80 × 80 mm) en mode « classique » délivre un DAP moyen de 300 à 1 200 mGy.cm² pour le même adulte moyen selon les paramètres choisis (^{figure 3}).

Réduire la dose au patient veut dire jouer sur un ou plusieurs de ces leviers : réduire les mA, le temps d’exposition, la surface, les KV. Mais, à surface irradiée constante (^{tableau 1}), on ne jouera que très peu sur les KV (il faut en effet que les photons X aient assez de puissance pour traverser l’objet et atteindre le capteur) mais on jouera essentiellement sur les mA et le temps d’exposition. C’est déjà le cas dans les modes dits rapides (Low Dose, LD) proposés généralement sur le cone beam ; le temps d’exposition y est diminué du tiers à la moitié par rapport au mode classique ou haute qualité (ou haute définition ou haute résolution, terminologie différente selon les constructeurs) [⁸]. Le mode ULD (Ultra Low Dose) va simplement encore plus loin en termes de réduction de ces variables. Mais ceci se fait au détriment de la qualité d’image [⁸]. Comme dans tout système de production d’images (télévision, appareil photo…), plus le signal est faible (faible quantité de photons X, de lumière, ou temps d’exposition très court), plus on introduira du grain, aussi appelé bruit, dans l’image (^{figure 4}).

En résumé, les différents appareils et protocoles CBCT présentent une grande variété de dose efficace, allant de niveaux de dose égaux à ceux d’une radiographie panoramique à ceux d’un scanner multi-coupe [², ⁷, ⁸] (^{figure 5}).

Pour autant, tout réside dans le compromis qu’il faut trouver entre un niveau de dose minimal et un niveau de qualité diagnostique acceptable de l’image. Le groupe de recherche DIMITRA a proposé une norme ALADAIP (As Low As Diagnostically Acceptable being Indication-oriented and Patient-specific) (^{figure 6}) pour les protocoles CBCT [⁴, ⁵] (^{figure 7}).

Les besoins de qualité d’image diagnostique ne sont pas les mêmes entre un orthodontiste et un endodontiste. Pour l’endodontie, le mode HR est privilégié alors que, en chirurgie orale, le mode LD peut souvent être suffisant (^{figures 8} et ⁹).

Il est intéressant de noter que, contrairement à une idée reçue, une diminution du FOV s’accompagne souvent d’une augmentation de la dose. Le bruit dit électronique est en effet beaucoup plus élevé. Il faut taper plus fort en mA sur de petits voxels pour extraire le signal du bruit.

Un petit champ avec de petits voxels peut nécessiter autant, voire plus de dose qu’un champ moyen avec de plus gros voxels. C’est le prix à payer pour la netteté des détails.

En résumé pour la dose :

– l’étalon de dosimétrie en radiologie dentaire est le PDS (produit dose-surface) ou DAP (Dose Area Product). Son unité est donnée en mGy.cm² ;

– différents modes d’acquisitions sont proposés : HR, LD ou HLD ;

– augmenter les mA augmente la dose reçue ;

– la taille du champ influence la dose reçue par le patient ;

– le niveau de dose est proposé par le fabriquant et adapté par le praticien ;

– la diminution de la dose s’accompagne d’une diminution en contraste et d’une plus grande sensibilité aux artefacts ;

– le niveau de dose choisi est un compromis entre une dose minimale et une qualité diagnostique acceptable ;

– à chaque indication correspond un niveau de dose.

TRAITEMENT ET TRANSFERT DES DONNÉES D’IMAGES CBCT

DICOM (Digital Imaging and COmmunication in Medicine) a été développé à l’origine pour créer une standardisation globale pour l’acquisition d’images numériques, le stockage, l’affichage et la transmission d’images médicales avec les informations techniques et les informations relatives au patient. Afin d’éviter la perte d’informations, il est conseillé d’utiliser les données originales et le logiciel propriétaire pour le diagnostic et de s’efforcer d’utiliser des algorithmes de compression sans perte lors du transfert des informations vers un logiciel tiers [², ³]. Dans les hôpitaux, les systèmes d’archivage et de communication d’images (PACS) intègrent l’acquisition, le stockage, la récupération et la visualisation des images sur la base de la norme DICOM. En dentisterie cependant, l’utilisation des PACS est souvent limitée aux établissements hospitaliers [², ³]. Parallèlement, une nouvelle tendance se dessine : l’utilisation de visionneuses d’images reposant sur le cloud computing, qui permettent une visualisation standardisée, des rapports structurés ainsi que l’intégration de diverses sources de données d’images (STL, OBJ, DICOM) et un accès ou un transfert conforme au RGDP.

RECOMMANDATIONS POUR LES FLUX DE TRAVAIL NUMÉRIQUES REPOSANT SUR LE CBCT

Les flux de travail numériques, que ce soit pour la pose d’implants ou pour le dessin d’un sourire incluant le design gingival, comprennent généralement plusieurs étapes, avec un rôle dominant pour l’imagerie. La chaîne d’imagerie comprend non seulement le CBCT mais aussi la caméra intra-buccale, l’enregistrement dynamique de l’occlusion et éventuellement le balayage 3D du visage, avec pour objectif final la fusion d’images multimodales (également appelée superposition ou enregistrement) de toutes les images pour parvenir à la création d’un patient virtuel [³] (^{figure 10}). L’accumulation d’erreurs découlant d’une telle approche en plusieurs étapes peut avoir une incidence négative sur le résultat final.

Une étape primordiale pour atteindre une précision optimale du modèle est sûrement l’acquisition CBCT. L’étape suivante du flux de travail numérique consiste en la segmentation de l’image pour la génération d’un modèle anatomique 3D. Lors du transfert des données CBCT vers un logiciel tiers pour la segmentation, l’exportation des données peut induire une dégradation de l’image, ce qui entraîne des imprécisions supplémentaires pour la segmentation et la précision des autres étapes du flux de travail numérique. Plus récemment, des réseaux fondés sur l’intelligence artificielle (IA) ont été déployés pour surmonter les erreurs associées à la segmentation et simplifier les flux de travail numériques grâce à une segmentation rapide et précise des dents et des os, même en présence d’artefacts [⁹-¹¹] (^{figure 10}). La dernière étape de la chaîne d’imagerie est le recalage ou la superposition des images CBCT 3D acquises avec les données du scanner intra-oral (IOS) et les données potentielles des tissus mous pour la création de modèles virtuels. Pour un flux de travail numérique efficace, il est important d’être conscient des défis existant au sein de la chaîne d’imagerie et de proposer des stratégies pour simplifier et rendre plus efficaces les flux de travail [³] (^{figure 11}). L’enregistrement précis de la surface des images multimodales est un processus long et sujet aux erreurs. Pour réduire la dépendance à l’égard de l’opérateur et les inévitables erreurs humaines, tout en améliorant la précision de la segmentation et de l’enregistrement, les développements futurs pourraient évoluer vers la simplification et la (semi-) automatisation, avec moins de temps passé au fauteuil et moins de visites de rappel [², ³]. Dans ce contexte, les algorithmes intégrés fondés sur l’IA pourraient contribuer à rendre les flux de travail numériques plus efficaces. Dans un avenir proche, il est envisagé que la planification des implants assistée par l’IA devienne une norme clinique pour l’intégration d’images 3D dans les flux de travail numériques, ce qui permettrait de progresser vers une planification automatisée précise et rapide et vers la prédiction des résultats du traitement [³, ⁹-¹¹].

CONCLUSION

Depuis l’introduction du premier CBCT dentaire dans les années 90, le marché a connu une croissance exponentielle. Actuellement, CBCT dentaire est un terme générique applicable à une large gamme de machines et de caractéristiques, rendant impossible une généralisation des recommandations cliniques sur les protocoles d’exposition, la qualité de l’image et les doses de rayonnement. La plupart des appareils CBCT offrent un format compact, une imagerie 3D à faible dose ainsi qu’un prix raisonnable. On observe une tendance à l’augmentation de l’utilisation de l’imagerie CBCT, non seulement pour le diagnostic mais aussi pour la planification pré-traitement, les flux de travail numériques et la création de patients virtuels en intégrant le CBCT, le balayage optique et facial. La planification virtuelle intégrée peut certainement améliorer la prévisibilité et l’efficacité des résultats. Pour réaliser le plan de patient virtuel, il est clairement nécessaire de normaliser les formats de données d’image afin de permettre une intégration précise et directe des ensembles de données nécessaires. Il faut aussi plus de simplicité et d’automatisation, par exemple en utilisant des algorithmes d’intelligence artificielle. En résumé, l’utilisation justifiée du CBCT nécessite une sélection de protocoles spécifiques au patient et orientés vers l’indication, afin de permettre une imagerie optimisée selon ALADAIP.

Liens d’intérêt

Les auteurs déclarent n’avoir aucun lien d’intérêts.

BIBLIOGRAPHIE

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