Artefact CBCT | Groupe de roses roses de Guangzhou

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 15276 (2022) Citer cet article

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Les artefacts de durcissement du faisceau induits par un matériau très dense (par exemple, le métal) sont un problème de qualité courant dans les images maxillo-faciales de tomodensitométrie à faisceau conique (CBCT-). Cette étude expérimentale et analytique a examiné les schémas d'atténuation de deux matériaux d'implants dentaires typiques : zircone-céramique et titane pur. En appliquant différentes énergies de faisceaux de rayons X (60, 70, 80, 90 [kVp]), l'atténuation dépendante de l'énergie de ces matériaux est évaluée et l'induction d'artefacts résultante dans les images CBCT résultantes est évaluée. Un implant en zircone (Y-TZP-) (\(\varnothing\) : 4,1 mm) et une tige en titane pur (\(\varnothing\) : 4,0 mm) ont été exposés dans un CBCT commercial (3D Accuitomo 170). Les radiographies brutes de projection bidimensionnelle (2D) que le CBCT utilise pour la reconstruction tridimensionnelle appliquée à l'acquisition de profils d'atténuation à travers la tranche centrale circulaire des images implant-fantôme. Les distances parcourues par les rayons X à travers les fantômes d'implant à cet endroit ont été calculées. En utilisant ces informations et le coefficient d'atténuation linéaire, la transmission et l'atténuation ont été calculées pour chaque matériau et énergie de faisceau. Ces données étaient liées aux artefacts de durcissement du faisceau qui ont été évalués dans les reconstructions axiales des images CBCT des implants. La transmission du titane pour tous les kilovoltages de crête (kVp) était supérieure et d'environ 200 % à celle de Y-TZP à 60 kVp contre 530 % à 90 kVp. À 4 mm de diamètre, la transmission pour Y-TZP n'était que d'environ 5 % pour les quatre énergies de faisceau. En accord avec cette découverte, les artefacts de durcissement du faisceau pour Y-TZP ne pouvaient pas être réduits en utilisant des énergies plus élevées, alors que pour le titane, ils diminuaient avec l'augmentation de l'énergie. Pour le spectre d'énergie utilisé dans cette étude (60–90 kVp), le durcissement du faisceau causé par le titane peut être réduit en utilisant des énergies plus élevées alors que ce n'est pas le cas pour la zircone-céramique (Y-TZP).

La tomodensitométrie à faisceau conique (CBCT) joue un rôle important dans la planification préopératoire des implants dentaires1. Comme les implants sont devenus une restauration courante dans de nombreux pays, ils seront souvent également représentés dans les scans CBCT acquis auprès de leurs porteurs. La grande majorité des implants dentaires est faite de titane très pur avec une surface d'oxyde chimiquement très stable2. Leur influence sur les artéfacts dans les scans CBCT a été décrite expérimentalement3,4,5 et également expliquée analytiquement6. Depuis quelques années, les implants dentaires en zircone sont de plus en plus commercialisés et insérés7. Ceux-ci sont constitués de dioxyde de zirconium cristallin généralement stabilisé avec 3 % en moles d'Yttrium (Y-TZP)8. Les dimensions et les conceptions sont à peu près les mêmes que dans les implants en titane. La partie fondamentale des artefacts de durcissement du faisceau se produit en raison de l'effet de filtrage du corps de l'implant très dense, c'est-à-dire fortement atténuant, qui modifie le spectre d'énergie du faisceau de rayons X. Après pénétration de ces corps très denses (fortement atténués), le faisceau contient des rayons X relativement plus énergétiques (longueur d'onde plus courte) que le spectre émis par la source. Ce processus est appelé durcissement du faisceau. Malheureusement, la reconstruction suppose des énergies identiques dans les spectres et cette erreur se propage dans le processus de reconstruction tridimensionnelle (3D)9. En bref, l'énergie relativement trop élevée arrivant au détecteur "derrière" l'objet atténuant (ici : l'implant) est rétroprojetée dans le volume reconstruit, ce qui entraîne des lignes sombres (hypo-denses) dans la direction du faisceau. L'atténuation est principalement causée par deux mécanismes principaux : la diffusion Compton et l'effet photoélectrique10. Alors que le premier est plutôt stable sur le spectre d'énergie généralement appliqué pour le CBCT, l'effet photoélectrique est fortement dépendant de l'énergie10. Ici, l'énergie du faisceau est capable de retirer un électron de l'orbite k interne, produisant ainsi un ion avec une charge positive. Aux énergies juste au-dessus de l'énergie requise pour retirer l'électron de l'orbite k du matériau respectif, il y a une augmentation brutale de l'atténuation du matériau. Ce soi-disant "k-edge" est spécifique au matériau et augmente avec l'augmentation du numéro atomique. L'énergie d'atténuation du bord k des deux matériaux étudiés ici est de 4966,4 eV pour le titane contre 17 997,6 eV pour le zirconium en tant que composé principal de zircone-céramique. Des études empiriques examinant les artefacts dans les images CBCT causées par la zircone ont été publiées11,12,13. Cependant, pour mieux comprendre le contexte et potentiellement minimiser leurs effets, ces artefacts doivent également être étudiés d'un point de vue analytique en utilisant des données physiques et des connaissances sur le processus de reconstruction 3D.

Malgré le corpus assez important de littérature existant pour les données expérimentales sur les artefacts CBCT en titane et en céramique de zircone (Y-TZP), à notre connaissance, aucune donnée analytique sur les différences d'atténuation sous-jacentes et leur effet sur les artefacts pour différentes énergies de faisceau n'a été publiée jusqu'à présent. Ce travail visait à discuter du contexte et à étudier la charge d'artefacts résultant des implants en zircone (Y-TZP) et en titane lorsqu'ils sont imagés dans une machine CBCT utilisant différentes énergies de faisceau. À cette fin, à partir des radiographies de projection utilisées pour la reconstruction CBCT, l'atténuation réelle a été calculée pour les deux matériaux et quatre énergies de faisceau différentes. Les résultats des expériences d'atténuation ont ensuite été comparés aux artefacts de durcissement du faisceau mesurés dans les images d'implant reconstruites.

Les artefacts de durcissement du faisceau sont causés par le filtrage des longueurs d'onde plus longues du spectre de rayons X émis de sorte que le faisceau "derrière" (dans le trajet du faisceau de rayons X) l'objet filtrant (par exemple un implant dentaire) diffère significativement du faisceau émis en composition. Puisqu'il ne contient que les longueurs d'onde les plus courtes (plus énergétiques), le faisceau est "durci". Malheureusement, le processus de reconstruction suppose l'égalité entre le faisceau émis et le faisceau arrivant au détecteur. Cet écart induit une erreur dans le processus de reconstruction visible sous la forme de lignes et de rayures plus sombres (combinées à certaines plus lumineuses) qui sont toujours orientées dans la direction du faisceau de rayons X. Ce dernier est le sens opposé (inverse) du processus de reconstruction qui est basé sur la rétroprojection (filtrée)9. Il a été démontré que le titane avec un numéro atomique de 22 modifie considérablement le spectre des rayons X pour les énergies typiques (60–120 kVp) utilisées dans les machines CBCT dentomaxillofaciales6. Le zirconium en tant que substance de base pour les implants en zircone a un numéro atomique de 40, donc inévitablement l'effet de durcissement par faisceau sera plus important par rapport au titane. Les implants Y-TZP sont composés d'oxyde de zirconium et d'yttrium. Malheureusement, aucun coefficient exact d'atténuation de masse n'est disponible sur le site Web de l'Institut national des normes et de la technologie (physics.nist.gov). Par conséquent, pour une évaluation analytique des artefacts prévisibles causés par Y-TZP, des mesures expérimentales d'atténuation sont nécessaires. Nous dériverons l'atténuation de la zircone et du titane à partir des radiographies de projection 2D (PROJ) (Fig. 1) acquises dans une machine CBCT pendant l'exposition. Ces radiographies numériques sont directement utilisées pour la reconstruction 3D du volume CBCT. Malheureusement, en radiographie numérique, il n'y a pas de relation directe entre la valeur de gris et la dose14. Ainsi, une mesure directe des valeurs de gris dans les images de projection utilisées pour la reconstruction 3D n'est pas indicative de l'énergie du faisceau incident. Cela est dû, par rapport au film, à une gamme dynamique extrêmement large de récepteurs numériques et au traitement requis des images pour l'affichage. En d'autres termes, la valeur de gris d'un certain pixel finalement affiché à l'observateur ne peut être examinée que de manière relative. Néanmoins, l'idée de base derrière cette recherche est de continuer à utiliser les valeurs de gris mesurées dans les images de projection utilisées pour la reconstruction CBCT. En exposant de l'air à faible absorption en plus du Y-TZP ou du titane, un coefficient d'atténuation "relatif" peut être calculé qui peut ensuite entrer dans l'évaluation concernant les artefacts de durcissement du faisceau. Comme aucune information sur l'intensité de sortie \(I_{0}\) de la source n'est facilement disponible, l'approche suppose que l'intensité frappant le détecteur là où seul l'air se trouve sur la trajectoire du faisceau se rapproche le plus de \(I_{0}\). L'air absorbant d'à peu près la même dimension se trouve également dans le trajet du faisceau pour toutes les autres structures exposées, donc l'utilisation de valeurs de gris dans une zone d'air par rapport à celles dans l'image de l'implant semble fournir une approximation raisonnable. Cette approche suppose une linéarité dans le traitement de l'image par le fabricant. Étant donné que les fabricants utilisent les valeurs d'intensité (gris) mesurées dans le détecteur à partir de la multitude de PROJ directement pour leur processus de reconstruction, il s'agit certainement d'une hypothèse significative.

Exemple de radiographie de projection 2D de l'Accuitomo 3D avec l'implant Y-TZP positionné au centre du FOV. La ligne blanche représente la ligne le long de laquelle le profil de valeur de gris a été mesuré et évalué, de sorte qu'en fin de compte, seules les valeurs de l'image de l'implant ont été utilisées pour calculer la transmission.

Pour étudier la proportion de rayonnement transmis (non atténué), en négligeant l'atténuation par l'air, nous supposons que le rayonnement émis est égal au rayonnement incident dans les zones où seul l'air est représenté. Le coefficient d'atténuation linéaire est obtenu à partir de :

qui peut être réécrit comme

avec I et \(I_{0}\) représentant respectivement l'intensité incidente et émise, et x la distance parcourue par les rayons X dans l'absorbeur. \(\mu\) dans l'équation. (2) désigne le coefficient d'atténuation massique "relatif" sous l'hypothèse que l'intensité émise peut être dérivée des pixels dans les régions où seul l'air agissait comme absorbeur. La proportion d'Intensité mesurée "derrière" un absorbeur définit la Transmission T, où \(T=\frac{I}{I_{0}}\). Après avoir réarrangé l'Eq. (2) et en introduisant le logarithme décimal on obtient l'atténuation \(A=\log \frac{I_{0}}{I}\). En tant qu'absorbeur, un implant dentaire est supposé avec un rayon r positionné à une distance focale-objet f (connue d'après les spécifications du fabricant de CBCT) de la source de rayons X en forme de point o qui est à une distance h du détecteur D (Fig. 2A).

(A) Vue de dessus sur la géométrie d'imagerie où l'implant de rayon r est exposé à partir de la tache focale o sur un détecteur D. La radiographie centrale est représentée par la ligne pointillée. A titre d'exemple, les pixels \(P_{1},P_{2}\) de dimension p et les distances respectives \(x_{P_{1}},x_{P_{2}}\) sont indiqués. Leurs centres se trouvent à \(p_{1/2},p_{3/2}\). (B) Distances et angles dans la section transversale de l'implant utilisés pour le calcul des trajets de rayons X à travers l'implant.

Le modèle repose sur le calcul de la distance x traversée par le faisceau de l'implant (Fig. 2) dans la partie de l'image de l'implant qui représente la section circulaire de l'implant, c'est-à-dire la partie traversée par la radiographie centrale. Cette distance x est donnée par

pour tous les angles \(\gamma \in \left( 0,\gamma _{max}\right)\) (Fig. 2B) avec :

où d désigne la distance entre o et le point tangentiel où la radiographie touche l'implant. Notre objectif est d'obtenir x pour les pixels \(P_{i}\) avec \(i\in (1,\ldots ,k)\) désignant les k pixels de longueur latérale p qui sont couverts par l'ombre de l'implant (Fig. 2) lorsqu'ils sont comptés depuis la radiographie centrale (\(\gamma =0\)) jusqu'à la périphérie de l'image en coupe transversale des implants. Par conséquent, l'angle \(\gamma _{P_{i}}\) entre le rayon X central et le ième pixel \(P_{i}\) est obtenu à partir de :

Les scans CBCT ont été acquis à partir (a) d'un implant circonia Y-TZP (brevet, Zircon Medical Management AG Altendorf, Suisse) de 4,1 mm de diamètre et d'une tige en titane pur (TICO, Titan Concept, Berlin, Allemagne) de diamètre 4,0 mm. Tous les paramètres d'exposition (tableau 1) ont été maintenus constants à l'exception des quatre énergies de faisceau différentes (kilovoltages de pointe : 60, 70, 80, 90 [kVp], tableau 1). Les CBCT ont été acquis avec la machine 3D Accuitomo 170- (J Morita Corp, Kyoto, Japon ; filtre interne : aluminium 3,1 mm) et le mode d'exposition standard. À cette fin, l'implant a été placé exactement aligné verticalement et fixé sur une tige en bois au centre du champ de vision (FOV), c'est-à-dire là où la partie de l'implant utilisée pour l'évaluation était exactement centrée dans le champ de vision afin que la radiographie centrale passe à travers. Dans cette hypothèse, la ligne de la figure 1 représente le plan où une coupe transversale circulaire de l'implant est imagée. Il convient de noter que ce n'est que dans cette position que la distance source-objet f telle que spécifiée par le fabricant (tableau 1) est applicable avec précision. Cela a été assuré au moyen du laser de positionnement xyz et de la fonction scout implémentée dans cet appareil CBCT. Ce dernier permet un raffinement précis de la position initiale définie par laser en plaçant ensuite un rectangle de visée piloté par la souris sur le moniteur sur les deux radiographies de reconnaissance perpendiculaires. Selon ce raffinement, la machine corrige la position de l'unité source-détecteur par rapport à l'objet au moyen d'un mouvement xyz motorisé. L'implant Y-TZP contient coronairement une caverne d'env. 3 mm de profondeur pour le pilier. Par conséquent, la partie entièrement matérielle sous cette caverne mais au-dessus du fil devait être positionnée au centre du FOV pour garantir que le diamètre total de 4,1 mm Y-TZP était positionné à l'endroit où les mesures ont ensuite été effectuées dans les images de projection (Fig. 3). En plaçant avec précision la partie mesurée des implants au centre du FOV, les hypothèses géométriques décrites ci-dessus (Fig. 2) sont respectées aussi précisément que possible.

Pour évaluer la répétabilité, dans des conditions identiques, un deuxième ensemble de CBCT a été acquis plusieurs semaines après la première acquisition.

Mise en place avec l'implant Y-TZP centré et exposé dans l'appareil CBCT. Au moyen du faisceau laser intégré, le rayon central était exactement centré dans le champ de vision de sorte que la section d'implant requise était centrée dans chaque PROJ.

L'Accuitomo 3D permet l'exportation des 578 PROJ sous forme de fichier tiff multicouche. Les fichiers tiff uniques (radiographies de projection) ont été extraits à l'aide d'ImageJ (https://imagej.nih.gov/ij/download.html) et enregistrés dans la profondeur d'origine de 16 bits (exemple, voir Fig. 1). En jetant les 50 premières radiographies de projection qui dans l'Accuitomo ne contiennent aucune donnée d'image, les 528 PROJ restants ont été divisés par 10 de sorte que chaque 52e PROJ a été extrait pour assurer des images également réparties sur l'arc de balayage 360\(^\circ\) de l'appareil. Dans chacune des 11 radiographies de projection résultantes par kilovoltage, une ligne horizontale traversant toute la radiographie a été construite à travers le corps de l'implant (Fig. 1) au centre vertical de la radiographie à la même coordonnée y. Le profil d'échelle de gris résultant de cette ligne a été enregistré sous forme de valeurs numériques. En raison de petites erreurs de positionnement inévitables de l'implant dans le dispositif, les profils d'implant différaient légèrement dans leur position de coordonnée x dans les PROJ. Pour réduire ces erreurs, les 11 profils obtenus sur la plage de 360 \ (^ \ circ \) devaient être moyennés. À cette fin, en utilisant le langage R et l'environnement pour le calcul statistique (R Foundation for Statistical Computing, Vienne, Autriche), une dérivée numérique de chaque profil a été calculée avec ses maxima nets indiquant la largeur de l'image d'implant dans chaque ligne de profil. Les profils ont été tronqués symétriquement de part et d'autre de ces maxima afin qu'ils s'emboîtent exactement les uns dans les autres. Ce faisant, seules les valeurs le long de l'image de l'implant ont été obtenues, qui ont ensuite été moyennées (11 profils par tension et matériau) pour obtenir un profil d'atténuation d'implant stable pour un traitement ultérieur. En plus du profil de ligne dans les 11 PROJ par acquisition, une zone de 10 x 10 pixels dans laquelle seul l'air était représenté a été identifiée dans la périphérie à environ 1/4 de la limite de l'image. Étant donné que l'Accuitomo intègre un appui-tête en carbonium non amovible, aucune zone n'a été utilisée contenant l'image de cet appui-tête. Ces valeurs d'air ont été moyennées sur les 11 PROJ et définies comme l'intensité maximale \(I_{0}\) incidente sur le détecteur pour le kilovoltage respectif. Les PROJ des deux instances d'acquisition ont été évalués de manière identique.

Calcul de la distance x En raison de la géométrie d'imagerie et de la taille de pixel connues sur le détecteur, la longueur de cordon x définissant la distance qu'un « rayon X » détecté au centre d'un pixel parcourt à travers l'implant. À cette fin, seul l'angle \(\gamma _{p_{i}}\) pour le ième pixel \(p_{i}\) peut être calculé et sa valeur insérée dans l'équation. (4) pour obtenir la longueur de x. Ceci est fait pour tous les pixels le long du profil de ligne moyen pour chaque kilovoltage.

Calcul des artefacts de durcissement du faisceau dans les données CBCT reconstruites Les résultats d'atténuation ont été comparés au durcissement réel du faisceau se produisant dans les images fantômes d'implant reconstruites exportées sous forme de tranches DICOM. Ici, les images reconstruites de la première expérience ont été évaluées. Pour comparer quantitativement les effets de durcissement du faisceau entre les deux matériaux et les énergies, pour les quatre énergies, des tracés linéaires centrés au centre des sections transversales (Fig. 5) ont été générés s'étendant sur les bords de l'image de l'implant. Cela a été fait sur une plage de 170\(^\circ\) de sorte que 17 parcelles étaient disponibles par énergie. Celles-ci ont été moyennées (par énergie) et la dérivée numérique pour chaque profil moyen a été calculée. En utilisant les valeurs maximales de la dérivée première, les profils ont ensuite été centrés les uns par rapport aux autres et moyennés. Ce faisant, un profil de valeur de gris a été calculé pour chaque énergie de faisceau (Fig. 6). De plus, les différences relatives maximales entre la valeur de gris centrale dans les images d'implant entre 90 et 60 kVp ont été calculées pour les deux matériaux.

Erreur de méthode L'erreur de méthode est décrite comme la différence de transmission calculée entre les deux acquisitions. Celles-ci ont été évaluées au moyen du test T apparié et d'un seuil de signification de 5 %.

Profils de transmission pour les deux matériaux et les quatre énergies de faisceau différentes moyennés sur les deux acquisitions. Notez les différences de transmission entre les matériaux à des distances égales dans le matériau et la similitude des profils de transmission pour Y-TZP et toutes les énergies.

Comme on pouvait s'y attendre, la transmission T moyenne sur les deux acquisitions pour les quatre kilovolts était significativement plus élevée pour le titane que pour Y-TZP (Fig. 4). Pour le titane, T à quatre millimètres de distance x était de 196 % la transmission de Y-TZP à 60 kVp et de 530 % à 90 kVp (Fig. 4). T pour Y-TZP au diamètre total de l'implant (4,1 mm) pour les quatre énergies était relativement égale et seulement environ 5 % de \(I_{0}\) (Fig. 4). Pour le titane la proportion d'intensité impactant le détecteur à x = 4 mm (diamètre de l'implant) est d'environ 8% à 60 kVp et 26% à 90 kVp. Pour Y-TZP, la même plage est très petite avec environ 3 à 5 % pour toutes les énergies de faisceau. D'après (Fig. 4), il ressort que la transmission de Y-TZP sur toutes les distances x à l'intérieur de l'implant est très similaire pour toutes les énergies de faisceau. En ce qui concerne l'atténuation, pour le matériau de 4 mm d'épaisseur, un Y-TZP a atténué 68 % de plus que le titane à 60 kVp, contre 225 % de plus à 90 kVp (tableau 2).

Pour aucune des énergies, une différence de transmission significative entre la première et la deuxième acquisition a été observée (tableau 3). Les différences absolues entre les valeurs de transmission étaient faibles avec des valeurs absolues comprises entre −0,00138 et 0,02813 pour le titane contre 0,00589 et 0,02194 pour Y-TZP (tableau 3).

L'énergie d'atténuation du bord k du titane est de 4966,4 eV contre 17 997,6 eV pour le zirconium en tant que composé principal de Y-TZP. Il est probable que le spectre émis par le tube à rayons X de l'Accuitomo pour les basses énergies (soit 60 kVp ou 70 kVp) contienne une grande quantité de rayons X dans cette gamme d'énergie comprise entre 4 keV et 17 keV. D'après la Fig. 7, il est évident qu'à partir du k-egde du Zirconium pour des énergies allant jusqu'à 100 keV, le coefficient d'atténuation de masse de ce dernier est considérablement plus élevé que celui du Titane avec des courbes presque parallèles les unes aux autres (Fig. 7). Dans cette étude, le tracé de profil à travers la reconstruction CBCT du matériau de l'implant montre l'effet de durcissement du faisceau par les valeurs de gris significativement inférieures au centre (Figs. 5 et 6). Ce dernier est beaucoup plus important pour Y-TZP, où la réduction de la valeur grise représente au centre près de 50 % de la valeur maximale au bord de l'implant. De plus, pour Y-TZP, il n'y a que 4,9% de différence entre les valeurs de gris centrales lors de la comparaison de 90 à 60 kVp. Pour le titane, cette différence s'élève à 39,8 %.

Tranche à travers la reconstruction DICOM CBCT des échantillons d'implant pour les matériaux et l'énergie de faisceau minimale (60 kVp) par rapport à l'énergie de faisceau maximale (90 kVp). Le durcissement du faisceau est clairement visible au centre de l'implant homogène sous forme de valeurs de gris nettement plus foncées. Ceci est particulièrement mis en évidence dans les reconstructions Y-TZP (rangée inférieure).

Comparaison numérique du durcissement réel du faisceau dans les images CBCT 3D reconstruites des échantillons d'implants. Le tracé montre les profils de valeurs de gris moyennées à travers la section transversale de l'implant (voir Fig.5). Notez l'artefact de durcissement du faisceau significatif pour Y-TZP égal pour les quatre énergies et représentant une réduction significative de la valeur de gris au centre de l'image de l'implant d'environ 50 %.

Tracé du coefficient d'atténuation massique pour le titane et le zirconium (comme composé principal de Y-TZP) pour des énergies de faisceau de 1 à 100 kVp (données tirées de : physics.nist.gov).

L'erreur induite par le durcissement du faisceau est une représentation incorrecte de la composition de l'objet (représentée sous forme de valeurs de gris) le long des lignes de projection (reconstruction) dans le volume reconstruit. D'un point de vue clinique, des stries sombres se produisent le long de cette direction, ce qui compromet souvent la lisibilité des images CBCT. Plus le numéro atomique est élevé, plus le durcissement du faisceau se produira15. Ce travail fournit une évaluation analytique du niveau d'artefact causé par les implants en zircone (Y-TZP) par rapport aux implants en titane pur. La composition Y-TZP en tant que matériau d'oxyde de zirconium typique avec un additif d'oxyde d'yttrium a été sélectionnée comme représentative des implants en zircone. En utilisant les images de projection radiographique 2D acquises lors d'un CBCT-scan comme données d'entrée pour l'évaluation et les calculs mathématiques, l'atténuation et la transmission causées par des diamètres d'implant typiques (titane : 4,0 mm, Y-TZP : 4,1 mm) ont été évaluées et liées au kilovoltage et au matériau. Pour les kilovoltages de pointe typiques (60–90 kVp) utilisés dans les machines CBCT dentaires, jusqu'à 225 % d'atténuation supplémentaire du faisceau de rayons X ont été observées pour le Y-TZP par rapport au titane pour lequel les coefficients d'atténuation de masse peuvent être trouvés dans la base de données du site Web du National Institute of Standards and Technology (physics.nist.gov). Malheureusement, il n'y a pas de telles informations facilement disponibles pour la zircone. Par conséquent, pour une approche mathématique pure, les données physiques manquent et doivent être dérivées d'expériences appropriées. L'approche de cette étude expérimentale était d'utiliser un sous-échantillon des plusieurs centaines de PROJ acquis dans chaque CBCT-scan comme entrée pour les évaluations. La logique sous-jacente était que les fabricants utilisent ces radiographies pour la reconstruction 3D du volume CBCT. Par conséquent, il semble sûr de supposer qu'il ne faut pas effectuer trop de traitement de ces images d'entrée (qui ne sont normalement pas utilisées ou vues par le clinicien). Au moins, il semble très probable que seules des opérations linéaires soient appliquées puisque les densités (représentant l'énergie incidente sur le détecteur) mesurées sur les pixels-détecteurs se propagent directement dans la transformée inverse du radon appliquée pour la reconstruction 3D. Dans cette hypothèse, la plage entre "aucune atténuation" telle que représentée par les images aériennes uniquement sur les PROJ et l'atténuation dans l'ombre de l'implant a été définie comme plage d'intensité. Bien que physiquement peu correct, compte tenu d'un spectre inconnu émis par la source, le modèle simplifié utilisé dans cette étude permet une modélisation raisonnable de l'intensité émise. La géométrie d'acquisition de tous les PROJ étant identique, l'erreur induite par cette simplification sera faible. De plus, étant donné que la même erreur entre dans l'équation (Eq. (2)) pour tous les calculs, l'erreur résultante sera négligeable pour l'évaluation comparative. L'intensité mesurée "derrière" un implant a été calculée comme une fraction de cette plage d'intensité. Un coefficient d'atténuation relatif \(\mu\) a été obtenu à partir du coefficient d'atténuation linéaire (Eq. (2)) pour chacun des quatre paramètres d'exposition définis dans le tableau 1. La différence de numéros atomiques des principaux composants de l'implant (40 pour l'élément zirconium contre 22 pour le titane) suggère évidemment qu'un implant en zircone absorbera beaucoup plus d'énergie des rayons X que le titane. Cependant, Y-TZP est un mélange assez complexe d'oxyde de zirconium (environ 92 %), d'oxyde d'yttrium (environ 5,5 %) plus quelques composants mineurs (par exemple environ 1,9 % d'oxyde d'hafnium et 0,25 % d'oxyde d'aluminium)16. Par conséquent, l'ensemble du coefficient d'atténuation massique du composé diffère certainement de celui du métal pur zirconium. De plus, la différence du coefficient d'atténuation de masse n'est pas linéairement liée à l'énergie du faisceau. Le durcissement réel du faisceau dans les images CBCT reconstruites a révélé une différence d'environ 50 % entre les artefacts se produisant à 60 kVp et à 90 kVp pour le titane. Pour la même gamme d'énergie, cependant, pour Y-TZP, cette différence maximale n'est que d'environ 5 %. Cela confirme clairement les résultats d'atténuation, où l'atténuation Y-TZP ne différait que très légèrement entre 60 et 90 kVp (3,5 % contre 4,5 % de différence d'intensité). Ces résultats sont également étayés par la littérature. Vasconcelos et al. pour 70 kVp, 80 kVp et 90 kVp ont trouvé des artefacts significativement prononcés pour la zircone par rapport à un implant en titane17. Pour des énergies identiques, la même relation a été rapportée par Freitas et ses collègues18. À partir des données expérimentales, on peut conclure que le durcissement du faisceau pour Y-TZP par rapport au titane ne peut pas être nettement réduit par des tensions plus élevées jusqu'à 90 kVp. Ce résultat est également en accord avec l'évaluation des données CBCT reconstruites (Fig. 5). Pour le clinicien, ce résultat peut être traduit de telle sorte que les artefacts Y-TZP ne peuvent pas être réduits de manière significative par des kilovoltages plus élevés dans la plage appliquée dans cette évaluation. La mesure dans laquelle des kilovolts supérieurs à 90 kVp peuvent réduire ces artefacts ne peut être directement conclue à partir de cette étude. Pourtant, la pente de la courbe de la Fig. 7 suggère que cet effet est au moins vrai jusqu'à 100 kVp. Pour le titane, cependant, des différences d'atténuation assez importantes d'environ 77 % entre 60 et 90 kVp ont été observées. Conformément à cette découverte, les artefacts de durcissement du faisceau pour le titane étaient significativement moins prononcés à 90 kVp (Fig. 6). Cette expérience comporte quelques lacunes qu'il convient de mentionner. Tout d'abord, malheureusement, l'appareil Accuitomo n'utilise qu'une plage d'énergie comprise entre 60 et 90 kVpeak. Ainsi, il n'a pas été possible d'étudier des énergies plus élevées jusqu'à 120 kVcrête qui sont également souvent utilisées dans les appareils CBCT dentaires19. D'autre part, l'approche nécessitait l'accès aux radiographies de projection brutes qui peuvent être facilement exportées dans cet appareil spécifique alors que dans la plupart des autres CBCT, ce n'est pas le cas. Compte tenu de l'augmentation linéaire avec kVpeak de la différence de transmission entre Y-TZP et le titane, il semble sûr de conclure que cela se poursuivra également dans des énergies kVpeak légèrement plus élevées. Cette hypothèse est également soutenue par le fait que des énergies plus élevées éloignent également le spectre des deux énergies d'atténuation du bord k. Une autre lacune de cette étude est la légère différence de diamètre entre le Y-TZP et l'implant en titane. Cela était uniquement dû à la disponibilité de l'échantillon d'implant respectif et de la tige en titane pur représentant un implant en titane. Il convient de noter, cependant, que cela n'affecte que la comparaison directe des artefacts de durcissement du faisceau dans les images CBCT reconstruites (Fig. 6), mais pas les résultats d'atténuation qui ont été calculés pour les distances exactes des "rayons X" traversant les implants.

À partir des expériences et de la modélisation mathématique du processus d'atténuation, nous avons observé que les implants Y-TZP-zircone dans les plages d'énergie typiques utilisées dans les CBCT dentaires et maxillo-faciaux (60-90 kVp) atténueront jusqu'à 225 % d'énergie de faisceau en plus par rapport aux implants en titane pur. Pour le spectre d'énergie utilisé dans cette étude, le durcissement par faisceau causé par le titane peut être réduit en utilisant des énergies plus élevées alors que ce n'est pas le cas pour la zircone-céramique (Y-TZP).

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

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Zircon Medical Management AG Altendorf, Suisse est reconnaissant de nous avoir fourni l'implant Y-TZP.

Division des sciences diagnostiques orales, École dentaire, Université de Berne, Berne, 3010, Suisse

Ralph Schulze

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RS a conçu et réalisé l'ensemble de l'étude. Il a également fait l'évaluation des données, rédigé et révisé le manuscrit.

Correspondance avec Ralf Schulze.

L'auteur ne déclare aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Schulze, R. Charge d'artefacts CBCT des implants à base de zircone par rapport aux implants en titane pour différentes énergies de faisceau : une approche analytique. Sci Rep 12, 15276 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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Reçu : 14 avril 2022

Accepté : 29 août 2022

Publié: 10 septembre 2022

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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