FR 2819140 A1 20020705 FR 0017333 A 20001229 Dispositif de scanographie aux rayons X et procédé pour sa mise en oeuvre Domaine technique La présente invention concerne un dispositif d'imagerie multicoupes ultra-rapide, typique de l'imagerie tomodensitométrique tridimensionnelle améliorée ou stéréoscanner hélicoïdal, qui inclut une nouvelle source des rayons X et un réseau adapté des détecteurs aux rayons X, installés de façon diamétralement opposée, et montés pour tourner en même temps que le tube, à l'intérieur d'un statif. Elle s'applique, en particulier, aux dispositifs d'imagerie en transmission X. Etat de la technique Les tomographes assistés par ordinateurs de l'art antérieur utilisent pour la scanographie rapide les dispositifs suivants : Le Scanner à faisceau d'électrons ou Tomodensitométrie ultra-rapide ou Ciné 100 ultrafast CT Imatron Fastrac était le premier appareil, dont le tout premier prototype a été réalisé en 1980-1984, à proposer une imagerie ultra-rapide ainsi que des études multi-coupes multi-images, parfois fonction des paramètres physiologiques C'était encore en 1992, le seul scanner conçu pour l'exploration cardiaque avec une technologie originale visant à supprimer les contraintes mécaniques I ! était supérieur aux scanners précédents du fait du système mécanique dont la vitesse de rotation était limitée par des contraintes physiques ; et du fait de la capacité thermique limitée du tube. L'Imatron ultra-rapide supprimait les contraintes mécaniques, ses indications essentiellement dirigée vers une imagerie cardiaque L'appareil pouvait être utilisé selon deux modalités : multi-coupes (17 coupes max/s de 8 mm d'épaisseur, pour un temps de pose de 50 ms par coupe) ou mono-coupe Chacune de ces modalités permettant de réaliser trois études fonctionnelle, dynamique et anatomique. La reconstruction est en multi-coupes de 5 secondes et la résolution spatiale de 0, 35 mm. L'acquisition coupe par coupe avec un temps de pose de 50 ou 100 ms par coupe et une épaisseur de coupe variant de 3,6 à 10 mm et une seule rangée de 864 détecteurs est utilisée. Le temps de reconstruction est ici de 10 ou 20 secondes, en fonction de la matrice utilisée et la résolution spatiale de 0,25 mm. Le chauffage du filament est remplacé par un canon à électrons. Le faisceau produit a une très forte intensité (600 mA) et permet d'obtenir une image avec des temps de pose beaucoup plus brefs que sur une machine conventionnelle. Ce faisceau va balayer une des quatre couronnes d'anode (de 210 ) siégeant dans la partie inférieure de l'anneau. Une seule de ces anodes est utilisée en mode scanner conventionnel (mode mono-coupe), et une à quatre pour l'étude d'une structure mobile (mode multi-coupes multi-images). Le caractère semi-circulaire des anodes permet d'obtenir une excellente dispersion calorique. L'image latente est analysée par deux couronnes de détecteurs (de 216 ), comprises dans la partie supérieure de l'anneau. Cet appareil permet toutes les explorations pratiquées en tomodensitométrie conventionnelle, en acquisition mono-coupe, haute résolution mais avec des temps de pose 5 à 10 fois plus courts (200 à 400 msec pour le thorax et l'abdomen) et avec une cadence de répétition élevée (17 coupes en 25 secondes et 40 coupes en 1 minute 15) impossible à obtenir sur un scanner conventionnel. Cette cadence d'acquisition rapide, combinée à des injections de contraste en bolus, permet d'obtenir, à tous les niveaux, une parfaite opacification des vaisseaux. Les temps de pose court suppriment les flux cinétiques liés aux battements cardiaques, aux battements vasculaires, à la déglutition, au péristaltisme digestif et à la respiration. Les images obtenues sont donc extrêmement nettes, avec un excellent repérage anatomique minorant les images pièges. Pour la plupart d'examens, l'apnée (indispensable sur les autres appareils) n'est pas nécessaire au cours des acquisitions. Les applications originales de ces programmes impossibles à obtenir sur un scanner conventionnel sont multiples : La recherche de micro-calcifications coronaires ou endocardiaques ; l'étude de la contractilité du ventricule gauche avec de bonnes corrélations avec les autres méthodes, mais aussi du ventricule droit, très difficile à explorer par les autres méthodes ; le calcul de la masse myocardique ; l'étude des cardiopathies congénitales ; et le contrôle de perméabilité des pontages, etc. Etude du larynx, de la trachée, avec possibilité de mettre en évidence des anomalies non décelées en statique (sténoses dynamiques, trachéomalacies, par exemple). Il y a vraiment de la place pour la scanographie ultra-rapide, qu'essaye d'occuper le scanner hélicoïdal multi-barrettes. Mais puisque le patient reste à une position constante, au cours de cette acquisition traditionnelle, ce type de balayage est communément appelé Constant Z-axis position scanning ou CZ4 scanning. Mais des tels dispositifs ne réalisent que l'acquisition d'une coupe à chaque rotation de l'ensemble source-détecteurs. Les cartographies en volume sont réalisées par l'acquisition 3 D de plusieurs coupes avec, à chaque coupe, un déplacement du patient perpendiculairement au faisceau des rayons X. A chaque coupe l'ensemble détecteurs-source de rayonnement effectue une rotation complète autour du patient. Pour cette raison aussi, les dispositifs de l'art antérieur ne permettent pas d'aligner un nombre de barrettes de détecteurs supérieur à deux. Il existe également des machines qui enchaînent les coupes en déplaçant de façon continue le patient. C'est la scanographie spiralée à balayage hélicoïdal. En revanche, dans le balayage hélicoïdal, les projections Pf (8, 1) sont normalement acquises de telle sorte que z soit en rapport linéaire avec l'angle de vue 0. Ce mode est souvent désigné Constant Speed Helical (CSH) scanning . Le logiciel de reconstruction prend alors en compte cette acquisition de type hélicoïdal. Le scanner a, d'une manière générale, bénéficié ces dernières années de deux évolutions majeures : l'acquisition 3 D hélicoïdale, au début des années 1990, et l'acquisition 3 D multi-coupes est présente, depuis fin 1998 (W. A. Kalendar, W. Seissler, P. Vock : Spiral : Radiology 176 ; 1990 : 181-3. Cf. aussi W. A. Kalendar, W. Seissler, P. Vock : Radiology 176 ; 1990 : 181-3. ). Le mode de balayage par transport continu du patient de la tomographie aux rayons X assistée par ordinateur s'est établi sous le vocable de spiral CT, depuis déjà plusieurs années, comme la procédure d'examen clinique standard. Cette technique a été continuellement améliorée, eu égard à la vitesse de balayage, la réponse temporelle et la résolution selon l'axe des x, par l'utilisation des tout derniers développements techniques ; le temps de rotation allant jusqu'à 0,50 s et les systèmes des barrettes multiples des détecteurs. Déjà dès l'avènement des scanners des 3ème et 4ème générations, dont la rangée des détecteurs des premiers était montée sur le gantry pour tourner tout autour avec le tube et pour les secondes leurs détecteurs étaient montés en couronne sur un anneau qui était généralement stationnaire. L'évaluation de la performance du CT scanner TCT-700S (Toshiba Medical) comprenant le bruit, la résolution spatiale et en contraste, et l'exposition, évaluée par Y. Hayakawa et coll. (Shlkwa Gahuko 89,11 ; 1989 : 1699-1707) et par K. Yamamoto et coll. (Bull Tokyo Dent Coll 31, 2 ; 1990 : 143-153) a permis de comprendre que le bruit augmente lorsque l'épaisseur de la coupe diminue ; que le produit du courant du tube et la vitesse de balayage (décrit par le mAs) diminue le bruit augmente et de façon importante avec des coupes de 1 mm ou de 2 mm. De plus, la faible vitesse de balayage (1 rotation en 1,8 s) causait un bruit considérable. C'est pourquoi le système de mesure a donné naissance à toute une série des variantes, qui n'ont pas toujours été jugées satisfaisantes, à savoir : a) faisceau asymétrique : le centre est, en premier lieu, toujours symétriquement balayé, mais la périphérie n'avait droit qu'à la moitié des profils. D'où nécessité d'une pondération en périphérie ; et une autre limite : le champ symétrique au centre ne correspondait plus qu'au champ crâne : 25 à 30 cm b) On a également opté pour la 4 génération renversée (à nutation) comme pour le Es 7070 et le Toshiba 900. c) Excepté pour l'Imatron, scanner dynamique conçu comme un accélérateur linéaire, est enfin venu avec la déviation magnétique du faisceau d'électrons sur une anode en hémicercle et obtention d'image en quelques 10 ms. Applications cardiaques mais résolution trop faible pour le reste du corps. Il y a eu donc et il y a encore nécessité d'augmenter la résolution, en scanographie. Utilisant des algorithmes bien connus, tel que la transformée inverse de Radon, un tomogramme peut être généré à partir d'un lot de projections qui ont en commun de partager le même plan de balayage, et l'on se réfère à ce plan commun comme étant le plan de coupe. Actuellement coexistent sur le marché des scanners mono-barrette, comme le Somatom Volume Zoom (Siemens) ; double barrette comme le CT Twm (Elscint) et multi-détecteurs comme le Somatom Plus 4 VZ (Siemens) et le Mx 8000 (Marcom), ayant une détectabilité supra-slice de 8 mm pour le mono-, 6 mm pour le double barrette et le multi-barrettes. En 1992, Elscint en tant que précurseur commercialise un scanner bi-barrettes. Les scanners multi-barrettes actuels utilisent simultanément 4 rangées réelles ou reconstituées des détecteurs (en réseau). Dans le scanner multi-coupes 4 ou 8 barrettes des détecteurs sont juxtaposées, le faisceau des rayons X couvre simultanément les 8 détecteurs jointifs, si bien que le lit peut se déplacer de deux fois la largeur de la collimation de 4 coupes. Projection conique simple à collimation simple. Les principes du scanner multi-coupes restent identiques à ceux du scanner hélicoïdal, à ses débuts. Il possède cependant des avantages significatifs, principalement représenté, par l'augmentation de la vitesse d'avance de table par rotation du tube. Cette amélioration des performances est liée à la mise en place d'un nouveau système de détection qui constitue l'innovation technique majeure de ces appareils. L'hélicoïde forme un cylindre dont les spires sont jointives, lorsque le pitch est égal à 1 et se chevauchent lorsque ce dernier est inférieur à 1. Quelle que soit la technologie employée, les scanners multi-coupes fournissent quatre coupes simultanées grâce à deux principes : la projection conique du faisceau des rayons X et la combinaison électronique des signaux mesurés par différentes rangées de détecteurs pour reconstituer quatre barrettes de détecteurs de largeurs variables. Les CT scanners hélicoïdaux sont maintenant bien connus. Aujourd'hui des systèmes développés de M + 4 coupes mesurées simultanément, type Somaton Plus 4 VZ ou Somatom DREI1 Xe 30 % de Siemens et TCT-700S de Toshiba Medical, le Light Speed QX/i de General Electric Medical Systems sont disponibles. Ils comprennent un tube à rayons X, monté sur un gantry annulaire de façon à tourner continuellement autour d'un sujet en train de se faire examiner. C'est au RSNA 1985 que Toshiba Medical présente cette nouveauté à mouvement rotatoire continu du tube. Ce type d'imageur scanographique est caractérisé par la rotation continue du couple tube-détecteurs, autour d'un lit d'examen se déplaçant à vitesse constante durant l'acquisition. Une rangée des détecteurs sur le côté opposé du sujet reçoit du tube à rayons X le rayonnement transmis à travers le sujet. Les détecteurs génèrent des signaux proportionnels au flux incident sur eux des rayons X atténués. Les signaux sont au préalable prétraités pour produire des données d'atténuation qui sont utilisées pour reconstruire les images du sujet. Le temps de balayage est Ui 1 inférieur à la seconde. Le tube à rayons X réalise ainsi un déplacement en hélice (CSH), décrivant un cylindre virtuel, déterminant forcément des artefacts d'images avec les algorithmes traditionnels du CZA. Au lieu de calculer une image, comme en géométrie CZA planaire, à partir des données brutes, pour chaque rotation, les images sont reconstruites par interpolation entre deux projections, qui sont collectées sur l'axe des Z autour d'un intervalle des coordonnées correspondantes, obtenues avec la même position angulaire sur deux rotations consécutives. Puisque ces deux données de la projection CSH et des coordonnées z sont combinées pour générer des données des coupes CZA, les tomogrammes générés au cours d'un balayage CSH ont une épaisseur réelle de coupe plus large que les tomogrammes générés par le balayage CZA, cependant le balayage CSH permet avantageusement une grande vitesse de balayage sur un grand volume du patient et permet ensuite de reconstruire des coupes à n'importe quel niveau le long de l'axe de déplacement longitudinal du lit d'examen. Les progrès récents des algorithmes de reconstruction du CT spiral sont rapportés par T. Fuchs, M. Kachelriess et W. A. Kalendar (Technical advances in multi-slice spiral CT. Eur. J. Radio/36, 2 ; nov 2000 : 69-73.) de l'Institut de Physique de l'Université d'Erlangen-Nuremberg. Les données brutes acquises constituent une représentation assez fidèle du volume balayé. Les données des projections, obtenues à partir d'un niveau de coupe spécifique, subissent ensuite la rétroprojection filtrée. Le nombre d'images, la taille du champ de visualisation, la position de l'image sur l'axe Z, axe de déplacement du lit, ainsi que l'incrément, sont choisis de façon rétrospective, dans le volume balayé, par l'utilisateur. Mais les paramètres d'acquisitions tel que la collimation du faisceau photonique, le déplacement de la table par rotation du tube, le voltage, le courant du tube, l'incrément de reconstruction, l'algorithme d'interpolation, et le contraste sont des paramètres variables et dépendent plutôt des performances techniques de la machine, à savoir : 1) -/'épaisseur de la coupe nominale (En) est définie par la collimation primaire du faisceau de rayons X, à la sortie du tube. Cette valeur est fonction de la collimation comme par ex 4 x 2, 5 mm et 4 x 5 mm, qui en reconstruction donne des épaisseurs de coupe de 3, 4, 5 mm à 6, 7, 8 mm. 2)-le flux de photons X dépend de la tension appliquée au tube (kV) et de l'intensité (mA) qui le traverse. Ce flux est limité par la capacité thermique et la dissipation calorique de l'ensemble du tube et de sa gaine. 3) - la vitesse de déplacement du support patient (lit) est mesurée en mm/sec. Cette vitesse est fonction de l'épaisseur nominale et du pitch. 4) - le pltch Est le rapport entre le déplacement du lit pendant une rotation de 360 et l'épaisseur de la coupe nominale. Il existe une relation entre le pitch, la dose au patient et la qualité d'image. Le pitch (P) est finalement le rapport de la vitesse de déplacement du lit (V) sur la largeur de la collimation nominale (En) exprimée en V (mrn/s) x t (s) mm, multipliée par la durée de révolution (t). P =-------En (mm) Il se réfère au taux d'ouverture ou de chevauchement de l'hélicoïde décrit par la rotation continue tube-détecteurs. Pour la majorité des appareils hélicoïdaux, la rotation de 3600 s'effectue en 1 seconde. Mais, la nouvelle génération multi-coupes est en général à 0.5 seconde. L'étude de l'influence de ces paramètres d'acquisition en scanner multi-coupes, appréciés quant à la qualité de l'image en fonction de la résolution en contraste, sur des appareils comme le Somatom Plus 4 VZ et le Mx 8000 avec comme résultat qu'à partir d'une collimation donnée, l'épaisseur de reconstruction n'influence pas la qualité de l'image et qu'à pitch constant, l'augmentation de la collimation améliore la résolution, mais à vitesse de déplacement constante, la qualité de l'image est meilleure avec une collimation faible. Enfin l'augmentation du pitch améliore significativement la qualité de l'image d'une structure mobile. C'est évident dans la mesure où le temps qui s'écoule entre la fin d'une rotation du tube et le début de l'autre est suffisant que pour que les conditions topographiques des données changent. Tandis que les paramètres de performance suivants : profils de rayonnement et de sensibilité de la coupe, la résolution en faible contraste et la résolution spatiale limitante, l'uniformité d'image et le bruit, le nombre de CT et la précision géométrique, et enfin la dose, ont été évalué sur deux appareils de General Electric Medical Systems : le Light Speed QX/i, version 1.0 et le HiSpeed CT/i, version 4.0. Le système multi-coupes a été testé en modes axial (1,2, ou 4 images par rotation du gantry) et hélicoïdal HQ (pitch = 0,75) et HS (pitch = 1,5). La vitesse d'acquisition axiale et hélicoïdale ainsi que la résolution spatiale limitant (0, 8-s d'exposition) étaient améliorés sur le système multi-coupes. Tandis que les profils de sensibilité de la coupe, le bruit d'image, la précision et l'uniformité du nombre CTDI, ainsi que la résolution en bas contraste étaient similaires. Dans certains modes HS hélicoïdal, les artefacts hélicoïdaux et la distorsion géométrique étaient, avec une apparence différente, plus prononcés. Les profils et les doses de radiation de la coupe étaient plus grands sur le système multi-coupes et sur toutes les largeurs de coupe. Au total, les modes axial et hélicoïdal HQ du système multicoupes procuraient une qualité d'image excellente et une réduction substantielle de la durée de l'examen ainsi que de la charge du tube ; bien qu'à des degrés variable celle de la dose augmentée par rapport au scanner mono-barrette. L'utilisation du tube à rayons X à double faisceau de balayage, dans le cadre de la scanographie introduit la possibilité de faire une stéréoscanographie hélicoïdale multi-coupes multi-images, à partir d'une acquisition stéréotaxique simultanée et continue ou alternée et pulsée, dont le principe est exposé principe ci-après. Cette invention a donc pour objet d'utiliser le nouveau tube stéréographique à rayons X pour faire à la fois l'acquisition en un temps très court de plusieurs coupes. Mais le dispositif et le procédé de mise en ceuvre de l'invention peuvent être utilisés non seulement en tomographie clinique, mais aussi pour réaliser un contrôle non destructif, en tomographie industrielle, avec un gain de temps très appréciable. Exposé de l'invention L'invention concerne un dispositif ultra-rapide d'acquisition 3 D multi-coupes, caractérisé en ce qu'il utilise un double faisceau de balayage. Le dispositif, appelé Stéréoscanner X hélicoïdal (SSXH) ou Spiral/Helical X Stereo-CT (HSXCT) comprend une source, dite tube stéréographique, à double faisceau de balayage simultané des rayons X, précédemment décrite concerne ici un dispositif et un procédé d'acquisition 3 D d'images d'un sujet examiné dans un stéréotomodensitomètre X à balayage hélicoïdal, configuré de façon à projeter simultanément deux éventails distincts de faisceaux coniques, doté d'un collimateur qui restreint la portée d'irradiation des faisceaux en éventail. Cette invention comporte outre le nouveau tube stéréographique à rayons X, monté pour tourner autour d'un axe de rotation, dans le même mouvement qu'un réseau des détecteurs présentant plusieurs rangées d'éléments détecteurs des rayons X ainsi qu'un lit pouvant être déplacé le long d'un axe Z de translation sur lequel se trouve allongé le sujet à examiner. Ce dispositif, décrit ici en mode de rayonnement continu et simultané des deux foyers 5 et 6, peut également être construit dans une optique de son utilisation en mode d'exposition alternée d'une fréquence de l'ordre du sous multiple de 360, par exemple 180 Hz. C'est l'objet de la présente invention de procurer une méthode d'utilisation essentielle du tube stéréographique, en exposition continue et simultanée, faite en scanographie 3 D multi-coupes, mais on peut envisager une large utilisation des données stéréotaxiques en vue d'une potentialisation des procédés 2 D de numérisation d'images, notamment en angiographie numérisée ou en mammographie numérisée. Or, on sait que les images scanographiques se forment par projection des données sur des récepteurs, qui sont dans le cas du Multi-slice CT des rangées multiples des barrettes. Ainsi, selon l'invention, dans le mode d'un rayonnement alterné de l'ordre de 120 à 180 Hz, il y a, dans ces conditions d'utilisation en mode pulsé, succession rapide d'échantillonnage discret, alterné de tous les quatre degrés d'angle de rotation complète du tube faisant un tour en 0,5 s, d'un foyer à l'autre en fonction du foyer cible activé du tube stéréographique, au cours d'une acquisition scanographique d'images. Soit respectivement tous les huit degrés d'angle de rotation du tube par foyer. Le mode de rayonnement continu et simultané des deux foyers du tube stéréographique à rayons X, au cours de l'acquisition, est principalement exposé ici. Basé sur le principe exposé ci-dessus, le Stéréoscanner X hélicoïdal se caractérise non seulement en ce que le tube stéréographique, disposé de façon à ce que les deux foyers s'alignent dans l'axe Z de translation du lit d'examen, mais aussi par le parallélisme des faisceaux photoniques simultanés (axes optiques et éventails) de rigueur (d'où le choix du graphite indéformable pour les disques). De sorte que les éventails se projettent perpendiculairement à Z et parallèlement aux rangées des éléments détecteurs. II existe un recouvrement partiel des projections des éventails dans une région centrale qui mesure ici 20 mm, au moins. Il est possible d'effectuer des balayages en mode hélicoïdal en positionnant un collimateur à came entre la source de rayons X et les détecteurs, afin de réduire les bruits parasites). Toutes ces caractéristiques sont valables pour le mode d'exposition alternée à grande fréquence (120 ou mieux 180 Hz). Le stéréoscanner, qu'il soit en mode d'exposition continue et simultanée des deux foyers ou en mode alterné à grande fréquence, se caractérise par un centrage qui se fait par rapport au point milieu entre les deux points d'impact des axes optiques des deux faisceaux X simultanés ou alternés. Tandis que dans l'axe Z de translation du lit d'examen, l'invention se caractérise par une superposition parfaite des deux faisceaux en éventail, recouvrant exactement le même angle de vue 0, en mode de rayonnement continu et simultané des deux foyers : le codage angulaire est toujours le même ; tandis qu'en mode pulsé ; e tourne de 20 d'angle à chaque impulsion de 180 Hz, de 2, 5 à chaque impulsion de 150 Hz et de 3 à chaque impulsion de 120 Hz, etc. C'est en fait, dans cette acquisition stéréotaxique en projection biconique de la combinaison des données correspondant aux coupes planes des balayages simultanés des deux scanners X hélicoïdaux multicoupes classiques en un seul, progressant de façon à avoir toujours, par rapport à l'axe de centrage de l'examen, un faisceau des rayons X balayant 1 cm devant et un autre balayant 1 cm derrière. D'où la nécessité de lui doter d'un instrument de calcul à la hauteur des performances de l'ordre de 68 fois plus impor- tante que celle des machines multi-barrettes classiques, afin de traiter une telle somme d'informations et rendre les images en temps réel et pourquoi pas faire de la cinéscanographie et de la radioscanoscopie. La Stéréoscanographie X opère dans la région de double échantillonnage et au-delà dans les deux régions d'échantillonnage simple, en laissant à la marge les deux régions sous échantillonnées dans lesquelles sont placées les deux rangées des barrettes de 5 mm de largeur, en ayant la possibilité de bénéficier de l'interpolation avec les deux barrettes voisines de 2,5 mm. Cette partie est également construite de façon à reéchantillonner, à chaque passage, la marge de la spire du pas d'avant ainsi que la spire du pas d'après, lorsque le pitch = 1. Dans le cas non décrit en détail d'une exposition alternée des deux foyers, les choses se passent dans les conditions d'une succession rapide d'échantillonnage alterné, à partir de la double source des rayons X. Brève description des dessins La figure 3 illustre schématiquement le principe de la projection biconique d'un tube stéréographique à deux foyers d'anode sur un réseau de détecteurs, dans un parallélisme rigoureux et une symétrie parfaite. Exposé détaillé de modes de réalisation L'invention concerne un dispositif d'imagerie 3 D multicoupes, qui peut être notamment un dispositif en continu, pulsé, ou à la fois continu et pulsé, caractérisé en ce qu'il dispose des deux faisceaux photoniques de balayage. C'est toute la nouveauté du Stéréoscanner X hélicoïdal (SSXH). Comme représenté sur la figure 3, le dispositif tomographe, selon l'invention, est composé d'une double source 3 et 4 de rayonnement X. Le réseau des détecteurs 19 sur lequel ces deux faisceaux en éventail se projettent est elle-même formée de plusieurs barrettes accolées les unes contre les autres, de manière à former un ensemble de 38 rangées des détecteurs. C'est le scanner aux rayons X qui marquera la technologie radiologique et la pratique du Radiodiagnostic du début du 21e siècle avec ses 38 coupes en 0,5 secondes (on sera bientôt peut-être techniquement amené à 0,33 s) et 75 coupes par seconde et une vitesse de translation du lit de 90 mm/s, pour un pitch = 1 et de 135 mm/s pour 1 pitch de 1,5. L'invention est décrite ci-dessus avec utilisation de détecteurs classiques dont l'arrangement se définit par le vocable barrette. Mais l'idéal comme nous le verrons est la détection par un réseau des semi-conducteurs. Ce nouveau scanner se caractérise également en ce que des protocoles optimisés de tomodensitométrie assistée par ordinateur l'inutilité des protocoles d'examen avec un pitch inférieur à 1 et supérieur à 1,5. Au-delà de ce dernier le lit d'examen devient carrément un projectile. La scanographie 3 D et la numérisation 2 D seront donc les grandes bénéficiaires de cette nouvelle technologie du tube double foyer à rayons X, notamment dans les domaines déjà éprouvés du Radiodiagnostic à savoir : - La formation des images : Ce sont les transformations d'une distribution spatiale d'énergie électromagnétique en une distribution bidimensionnelle d'énergie d'une autre nature, d'où développement des systèmes imageurs, comme les scanners. Sachant que la question de la résolution spatiale et celle de la résolution en densité sont ici au cceur de la discussion. Dans les considérations suivantes, concernant la résolution spatiale : le système de mesure ; le nombre de profils (utilisés pour la rétroprojection) ; la matrice-le champ représenté-le zoom (pixel) ; enfin l'épaisseur de coupe (voxel). Dans les facteurs influençants la résolution en densité ou à faible contraste, suivants, on trouve : la dose ++ ; l'épaisseur de coupe +++ ; le diamètre du phantom ++ ; le noyau de convolution ++ ; la qualité du rayonnement (E) +. Le procédé de mise en oeuvre du Stéréoscanner X hélicoïdal répond à pas mal des questions ci-dessus posées, alors que les autres scanners sont sans doute arrivés au maximum des leurs possibilités techniques. - La restauration des images : Ce sont les transformations d'images permettant d'estimer à partir d'une image formée par un système imageur, la distribution d'images objet , comme par exemple la correction d'un défaut de linéarité, le filtrage inverse, etc. Sachant que les paramètres importants influençant l'image CT sont : le bruit ; l'épaisseur de coupe ; le nombre de rétroprojections ; et les noyaux de convolution, le dispositif de l'invention agira essentiellement sur le nombre de rétroprojections, grâce à un meilleur échantillonnage de l'objet, en même temps que l'amélioration de la résolution spatiale. - L'amélioration des images : Ce sont les transformations d'une image permettant de faciliter son analyse ou son interprétation par un système de traitement d'images ou de vision, comme par exemple, la modification de la dynamique de niveaux de gris, la suppression de bruits ou d'artefacts, la segmentation d'images, le codage, etc. Avec pour objectifs pour cette invention : la stéréovision ; le réalisme endoscopique virtuel performé ; la performance dans l'exploration fonctionnelle avec possibilité d'itération rapide du balayage pour permettre par exemple la poursuite de la trajectoire de bolus en Radiologie vasculaire, on peut citer entre autres systèmes d'acquisition des données (DAS), la reconstruction des scènes 3 D (Radon 3 D), la tomographie par ordinateur synchronisée avec les signaux cardiaques ayant une instantanéité scanographique comparable à l'angiographie numérisée ; une possibilité de réaliser des images volumiques choisies en systole ou en diastole et l'étude en temps réel dynamique des flux, etc. Il est un fait que le scanner multi- détecteurs de l'état actuel de l'art permet la réalisation d'explorations multiphasiques (temps artériel précoce, artériel tardif et veineux) d'organes tels que le foie et le pancréas, en améliorant déjà la détection et la caractérisation tissulaire. L'invention se propose entre autres d'agir efficacement sur les artefacts cinétiques et l'amélioration de la résolution spatiale permettant d'augmenter la qualité des réformations multi-planaires et des images 3 D (min, endoscopie virtuelle, VRT). L'introduction de la technologie multi-détecteurs a conduit à reconsidérer les protocoles d'exploration scanographique de la pathologie thoracique, qui bénéficie de l'art actuel grâce à deux améliorations techniques : la grande rapidité de balayage du volume d'intérêt et/ou la mise à disposition d'une collimation fine pour chaque examen, si nécessaire. La scanographie de l'art actuel améliore donc l'analyse de la circulation pulmonaire, en permettant non seulement l'exploration de l'essentiel de la circulation sous-segmentaire, mais en étendant également le champ d'investigation aux artères de 5e et 6e ordre. Dans la prise en charge des patients suspects d'embolie pulmonaire de l'art actuel, la rapidité d'acquisition, de l'ordre de 20 à 30 secondes, permet une réduction significative du nombre d'angioscanographies non diagnostiques, améliorant encore la rentabilité de l'angioscanographie de ventilation-perfusion. Alors que le dispositif de l'invention et le procédé de sa mise en ceuvre se proposent une fenêtre temporelle encore plus réduite de l'ordre de 2 à 3 secondes pour ce type d'examens. Tandis que l'exploration des urgences vasculaires bénéficie également de l'état de l'art actuel. On peut en effet explorer les axes aortiques et iliaques en coupes de 2,5 à 3 mm en un temps court de 20 s, ou les artères pulmonaires en coupes de 1,6 mm en 10 s. Les urgences digestives peuvent être explorées en coupes de 5 mm avec une avance de table de 15 mm/rotation et un pitch de 6. Ces paramètres permettent une rétroconstruction de coupes avec un profil d'épaisseur de 3,2 mm sur les zones d'intérêt. En pathologie ostéo-articulaires, on note actuellement une amélioration de la résolution spatiale et de la qualité d'image (obtention de voxels isotropiques grâces aux coupes inframillimétriques) et la qualité d'image des reconstructions est équivalente à celle du plan d'acquisition. Si l'acquisition dynamique mono-coupe du foie, obtenue, après injection i. v. d'un produit de contraste de basse osmolalité, par un scanner à rotation continue permet par analyse compartimentale des courbes de rehaussement de l'aorte, de la veine porte et du foie, de quantifier la perfusion hépatique, et si le débit sanguin cérébral peut l'être avec un TDM Siemens Somatom DRIII, Xe 30 %, wash in-out 8 mm, que dire du dispositif de l'invention ? Dans le cas d'un Stéréoscanner X multi-coupes à double foyer, en effet, les rangées des détecteurs, si l'on considère que les points d'impact des faisceaux X incidents (axes des faisceaux photoniques) sont disposés sur les récepteurs de la manière suivante : distants de 20 mm, équivalant ici au choix de la distance inter-foyers optiques du tube à rayons X, on conçoit aisément que l'on puisse disposer côte à côte exactement sur les points d'impact : (8 x 1 mm) x 2 barrettes ; ensuite remplir l'espace entre les deux avec (3 x 2 mm) x 2 ; et au-delà des points d'impact, ceci de part et d'autre de ces derniers (3 x 2 mm) x 2 et (2 x 2,5 mm) x 2 et se permettre encore d'ajouter (1 x 5 mm) x 2 pour un total de 38 rangées des détecteurs de largeurs variables. Pour une rotation tube-détecteurs de 360'es 0, 5 seconde, on peut en effet réaliser 38 coupes. Il fait 38 fois le travail d'un scanner hélicoïdal mono-barrette. Ce qui nous donne 75 coupes par seconde et une vitesse de déplacement du lit d'environ 12 cm/s compatible avec un pitch de 1 et de 18 cm/s pour un pitch de 1,5. On est largement au-delà des performances du Ciné 100 ultra-fast CT Imatron Fastrac. Il y a dans ce système une double projection conique simultanée des données stéréotaxiques, avec une diaphragmation symétrique. Ce dernier avantage peut être mis à profit pour explorer un volume important comme le tronc ou l'abdomen, en seulement 3 secondes, au lieu de 40 coupes en 1 minute 15 s avec l'Imatron, ainsi que d'avoir une collimation deux fois plus fine et se permettre de prétendre à de coupes rétrospectives d'épaisseur deux fois inférieure à la collimation (E nominale infra- millimètrique), là où les coupes de l'lmatron pourraient paraître un peu trop grossières. Ainsi pour des pitches inférieurs à 1 : les données acquises par unité de volume exploré sont en effet plus nombreuses et le volume exploré augmente sensiblement, sans aucun trou d'échantillonnage. Les faisceaux obliques croisés corrigent même l'interpolation des données de l'image et enrichissent encore plus les données au niveau des rangées des détecteurs centraux. Pour des pitches supérieurs à 1 : l'hélice est ouverte, la progression du lit étant supérieure à la collimation, le volume couvert plus grand, chaque coupe est balayée moins d'une fois, les spires ne se chevauchent pas. Mais, le nombre de données acquises ne diminue pas de beaucoup, parce le double faisceau des rayons X se chevauchent partiellement et permet de pallier aux trous d'échantillonnage. Le volume exploré augmente encore plus et plusieurs itérations au cours d'un même examen, dans des laps de temps très court, sont désormais possibles. L'angiographie fait en moyenne 4 images successives par seconde pour avoir un profil dynamique du remplissage du lit vasculaire par le contraste. Puisqu'il est cette fois-ci possible en scanographie, avec une rotation complète du tube de 0,5 s, d'en faire deux séries des 38 coupes par seconde, déroulées sur un champ d'environ 12 cm de profondeur. C'est là une performance très honorable. Pour multiplier cette cadence par deux, on peut concevoir facilement la possibilité de passer à 4 projections coniques polystéréotaxiques alternées par couples rapprochés (scanners dédiés à l'industrie), ayant un tube à quatre pistes focales sur les deux disques d'anodes élargies en épaisseur de 2k cm, servant de cibles à 4 petits canons à électrons, disposés de part et d'autre de chaque disque focal d'épaisseur plus importante que dans le bifocus simple. Les foyers sont ici équidistants et espacés d'au moins 2 cm, pour un pitch p = 1. Ce qui nous amène à préciser le facteur k, qui est le coefficient de l'efficacité du rendement quantique de détection, dont la formule est la suivante : Largeur du réseau de détection (en cm) x 2 k (Nombre de faisceaux X + 1) x 2 cm Ce rapport tient en réalité compte de l'ouverture respective des champs respectifs des faisceaux des rayons X, de la symétrie de leur projection sur les récepteurs et surtout de la distribution spatiale de la fréquence d'échantillonnage, dont on sait qu'elle est faible à la périphérie de volume de balayage de l'objet. D'où la notion de rendement quantique de détection du réseau, que nous avons établi dans notre premier brevet. Quelle que soit la technologie employée en scanographie multi-coupes, les constructeurs trouvent plus explicite d'exprimer la capacité des appareils en rapportant le nombre de barrettes de détecteurs sur la durée de rotation du tube, en amalgamant un peu coupe et barrette (ex : le scanner fait 4 coupes en 0, 5 s soit 8 coupes en 1 seconde). Les données de projection des angles sont classées pour former des projections parallèles reclassées comportant de nouvelles positions spatiales par rapport à l'axe de rotation. Ces projections reclassées sont interpolées pour former des projections interpolées présentant une position spatiale commune le long de l'axe de rotation. Les projections interpolées sont ensuite convolutionnées et rétroprojetées pour produire une image volumique de l'objet. L'on sait que le système multi-coupes est à échelle modifiable qui, dans un mode de réalisation, comprennent un détecteur multi-coupes à échelle modifiable, un système d'acquisition des données à échelle modifiable, et une interface utilisateur. On installe l'interface utilisateur dans un ordinateur hôte pour définir la configuration du système de formation d'images. Les paramètres devant être maniés par l'utilisateurs sont entre autres les épaisseurs prospectives et rétrospectives des images. De ce point de vue, le stéréoscanner multipliera cette capacité par 2 voire même par quatre, en acceptant des images rétrospectives infra-millimètriques. Ceci bien entendu, sur des données stéréotaxiques, dont l'interpolation devient une simple pondération des informations croisées des faisceaux stéréoscopiques overlapés des rayons X. C'est pourquoi cette invention convient à toute une gamme d'applications nouvelles de la tomographie densitométrique à balayage hélicoïdal. Par définition, l'image est une fonction traduisant une distribution spatiale d'énergie. Exemple : w (x, y, t, A) où x et y sont les coordonnées de position, t le temps et A la longueur d'onde. Si cette information provient de deux sources différentes, elle est pondérée par un facteur 2. Ceci dans la mesure où les limitations physiques qui déterminent le bornage en énergie de support varient de 0 i w (x, y, t, A) A. Selon le modèle énergétique total f (x, y, t) = Si (y.')-M- Si S (A) symbolise la sensibilité spectrale du capteur, f (x, y, t) donne la luminance du point (x, y), éclairé par une source, au temps t. Lorsque celle-ci est éclairée simultanément par deux sources, cette luminance double. La représentation dans un domaine spatial continu est donc comme une somme des amplitudes stéréotaxiques des distributions de Dirac, pondérées par deux. La distance interfocale du tube stéréographique est de 2k cm, k étant le rapport de proportionnalité choisi ici pour être égal à 1. Soit F (x, y), une image fixe ; on a : F (x, y) = J'j'../ (a). 5 (x-a, y-). da. d ; da. d est la double fréquence d'échantillonnage (discret ou continu), et F (a, zu le facteur de pondération de l'impulsion 6 aux coordonnées (a, ), dans le cas d'une image obtenue par un nombre fini d'échantillons, sachant que l'angle de vue est le même sur les deux faisceaux en éventail. La largeur des barrettes de 2 mm (3 x 2 mm) x 2 dans la région centrale de double échantillonnage (2v) se justifie pour accueillir plus facilement la double projection conique des données ainsi que, de façon bénéfique, le rayonnement diffusé des angles ultra-réduits de 0 à 10 par rapport aux rayons incidents obliques, en donnant un enregistrement au niveau des récepteurs 19 de la diffusion de cohérence. Cette région est encadrée par 2 x 8 barrettes millimétriques centrées sur les rayons directeurs respectifs des deux faisceaux photoniques : (8 x 1 mm) x 2, réduisant par effet Bucky, sauf diffusion de cohérence, l'influence des rayons trop obliques parvenant dans la région. Au-delà viennent ensuite deux rangées de part et d'autres de barrettes de 2 mm (3x2 mm) x 2, suivies par (2 x 2,5 mm) x 2 et enfin (1 x 5 mm) x 2, chargée d'échantillonner à la marge de façon non pas jointive mais superposée, d'une spire à l'autre. En tout 38 barrettes parallèles ! Il existe sur l'axe de projection un recouvrement partiel des projections des ces deux faisceaux coniques, dont l'un est désigné faisceau céphalique et l'autre faisceau po- dal. Sur l'axe de projection on peut repérer l'agencement des 38 couronnes des détecteurs, disposé selon la séquence : de 6 x 2 mm en position centrale, encadrée par 2 x (8 x 1 mm), suivie de 2 x (3 x 2 mm), puis 2 x (2 x 2,5 mm) et enfin 2 x (1 x 5 mm). Tandis qu'une vue selon l'axe de translation Z du lit d'examen superpose les deux faisceaux en éventail. Mais pour réaliser le récepteur en réseau de détecteurs, la perfection est sinon atteinte avec les semi-conducteurs de 25 mm de large ayant un millier de pixels, selon procédé décrit dans le brevet 2.745. 640 (Enreg. nat. 9 602 548), lorsque l'on sait que la largeur de la coupe est égale au pixel qui est dans ce cas d'espèce de 250 um. On a ainsi une électrode par point dans le réseau de détection et un espace mort entre deux pixels pour éviter les court-circuits : on effec- tue une rotation avec une seule dose de rayonnement et on fait 100 coupes pour inspecter une largeur de 50 mm, en obtenant une information par pixel. A partir des données acquises on peut reconstruire tout le volume sur 25 mm pour avoir une vision globale et/ou reconstruire sur des largeurs à choisir, plus petites. Sachant que l'invention concerne un tomographe apte à acquérir des mesures suivant plusieurs coupes qui comprend un ensemble de détecteurs bidimensionnels (2 D), animé d'un mouvement de rotation de l'ensemble tube-détecteurs, on peut disposer en lieux et places de 38 barrettes décrites ci-dessus, qui occupent un espace de 60 mm, en accolant en éventail par rangées des 2 détecteurs plans de 25 mm (x 2) de large, disposés de telle sorte que la perpendiculaire à chaque plan (l'axe z) passe, telle que sur la figure 3, par le foyer de la source homolatérale de rayons X, on peut réaliser à la fois un très grand nombre de coupes. Sachant également que l'invention concerne également un procédé utilisant ce dispositif qui permet, à partir d'une seule dose de rayonnement de réaliser une acquisition et que la hauteur de coupe peut être choisie après l'étape d'acquisition, en sommant la contribution d'un nombre choisi de couronnes, permettant de sélectionner au moins un volume d'examen et/ou la faire varier, on peut s'attendre à couvrir d'un seul tenant les 50 mm de largeur du réseau de détection en réduisant l'ouverture diaphragmatique qui passe de 60 mm à 50 mm, pour nous permettre de réaliser 100 coupes par rotation de 0,5 s du tube et donc 200 coupes par seconde avec un déplacement du lit de 10 cm/s pour un pitch de 1. La distance des foyers optiques est ici de 17 mm. Toutes ces coupes sont inframillimètriques et leur hauteur au cours de l'acquisition peut être à souhait modifiée, et elles appartiennent à un volume étalé sur 10 cm pour une 1 s d'exploration ; à 20 cm pour une exploration de 2 s ; et à 30 cm pour une exploration de 3 s. La bonne fréquence d'échantillonnage (v), discret ou continu selon le mode de fonctionnement respectif pulsé ou continu, par rapport à l'éloignement ou la proximité des ces détecteurs, au point de projection des axes optiques des deux faisceaux des rayons X, est illustré en bas de la figure 3. Cette répartition des fréquences est déterminante pour les profils utilisés pour les rétroprojections filtrées. Ce qui donne la réalisation d'une combinaison simultanée des 2 scanners agissant en parfaite synergie pour réaliser des coupes multiples, à partir d'un échantillonnage stéréotaxique. La vision stéréoscopique qui caractérise le stéréoscanner améliore nettement le rendu volumique des images. Selon G. Wang et M. W. Vannier, la qualité de l'image varie de façon périodique en fonction du pitch. Il y a comme un effet d'échantillonnage sur le spectre final d'un signal. La transformée de ce dernier et par conséquent la reconstruction qui en résulte sont irrémédiablement affectées. Les valeurs de pitch de 2, 4 et 6 seraient les plus péjoratives (G. Wang and M. W. Vannier, 1999 ; Voir aussi J. C. Cooper, D. Weltman, R. Patt, et al., 1993). L'hypothèse la plus vraisemblable est, en ce qui nous concerne celle de la limite de Shannon, selon laquelle I/Te 2 Vmox dans l'échantillonnage. Cette question risque fort d'être réglée en vision stéréoscopique, dans la mesure où le sous- échantillonnage entraîne le repliement du spectre des fréquences spatiales. D'où cet effet d'ahasing avec apparition de fréquences spatiales basses. En conclusion, le problème d'échantillonnage temporel ainsi identifié dans les séquences d'images et déterminé par le nombre de trames par seconde peut éventuellement trouver sa solution classique dans les filtres passe-bas des fréquences spatiales avant numérisation, ceci au prix d'une augmentation considérable du bruit de fond et une diminution importante de la résolution spatiale. Alors que la stéréoscanographie pallie très facilement à cette question. Il y a en plus avec cette technique une amélioration de la résolution temporelle dans la mesure où le temps d'acquisition peuvent être réduit d'un facteur 2 voire davantage par rapport au scanner multicoupes classique ainsi que d'un facteur 8 par rapport à un scanner mono-barrette et la charge thermique du tube à peu près équivalente au scanner multi-coupes classique, pour un rendement multiplié par deux (échantillonnage double au niveau des récepteurs). Ainsi donc, il ne sera pas nécessaire, du fait déjà de cet échantillonnage double, de descendre à un pitch inférieur à 1. C'est cet échantillonnage double, stéréoscopiquement décalé, comble les carences observées avec des pitches de 2,4 et 6. De plus, il ne sera pas nécessaire d'arriver à de nombres de pitches aussi élevés, sauf peut être pour une acquisition corps entier. Enfin, simultanéité en bolus de contraste sur un grand nombre de coupes réalisées de manière synchrone, rendant ainsi aisées les explorations multi-phasiques des organes, voire même la stéréoscanoscopie ou fluoroscanner multi-coupes, en Radiologie interventionnelle. Alors que tous les autres dispositifs de l'art ancien ont atteint un niveau d'évolution où les coûts marginaux d'une telle réalisation sont très disproportionnés par rapport aux résultats et ne peuvent plus évoluer de façon spectaculaire, le stéréoscanner est seulement à l'aube de son développement, qui est largement tributaire de l'évolution de l'informatique, comme par exemple passer d'un rendu volumique en matrice 256 x 256 x 256 au 512 x 512 x 512 est un impératif, dès lors que l'on a à sa disposition une telle somme d'informations très fixes Tandis qu'en accolant ensemble trois détecteurs de 25 mm de large, pour former un réseau de détection, on couvre en effet 7,5 cm de fenêtre de détection. En ce moment la distance des rayons centraux des faisceaux des rayons X doit être de 25 mm et se projeter aux points de jonction du dispositif de détection, de telle sorte que pour une rotation tube-détecteurs de 0,5 s 150 coupes soient réalisées à la fois, avec un pitch de 1, soit 300 coupes par seconde. La vitesse de déplacement de lit d'examen de 15 cm/s est telle que l'on peut se permettre de flasher un cceur toutes les secondes ou de faire une étude abdomino-pelvienne fine ou encore thoracique en 2 secondes de temps et 600 coupes inframillimètriques au moins. Références 1-W. A. Kalendar, W. Seissler, P. Vock : Spiral volumetric CT with singlebreath-hold technique, continuous transport, and scanner rotation. Radiology 176 1990 : 181-3. 2-L. L. Berland, J. K. Smith : Multidetector-array CT : once again, technology creates new opportunities. Radiology 209 ; 1998 : 327-9. 3-W. A. Kalendar, W. Seisser, E. Klotz, et al : Spiral volumetric CT with single breth-hold technique, continuous transport, and continuous scanner rotation. Radiology 176 ; 1990 : 181-183. 4-W. A. Kalendar, A Polacin : Physical performance characteristics of spiral CT scanning. Med Phys 18 ; 1991 : 910-915. 5-W. A. Kalendar : Technical foundations of spiral CT. Semin Ultrasound ? 15 ; 1994 : 81-89. 6-Y. Tohki : Physical characteristics : principles of helical scan ; in Basic Principles and Clinical Applications of Helical Scan. Iryokagakusha ed. Kimura, K. S. Koga ; 1993 : 110-120. 7-J. P. Heiken, J. A. Brink, M. W. Vannier : Spiral (helical) CT. Radiology 189 ; 1993 : 647-656. 8-S. A. Napel : Basic principles of spiral CT ; in E. K. B. J.. Fishman : Spiral Cr Princtples, techniques and clinical applications. Raven Press ed, New York ; 1995 : 1-9. 9-G. Wang, M. W. Vannier : The effect of pitch in multislice spiral/helical CT. Med Phys 26 ; 1999 : 2648-53. Revendications 1) Dispositif de scanographie aux rayons X, caractérisé en ce qu'il comporte une source simultanée des rayons X à double faisceau parallèle de balayage (3,4), configuré de façon à projeter simultanément deux faisceaux en éventail, espacés de 2k cm de distance entre les rayons centraux, pour réaliser par transmission X des images scanographiques 3 D. 2) Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que la source de rayonnement est un tube à double disque d'anode (1,2), sur laquelle peut être disposé latéralement quatre pistes focales, à raison d'une par face des deux disques, et pouvant alterner deux par deux, pour produire quatre faisceaux photoniques parallèles équidistants. 3) Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que le réseau des détecteurs des rayons X (19), comporte 38 rangées des détecteurs disposés de la manière suivante : 8 x 1 mm, centrées sur les points de projection des axes optiques 6 x 2 mm intercalées entre les deux ; ensuite, 3 x 2 mm disposés de part et d'autre des points de projection des foyers optiques et au-delà de ces dernières on trouve 2 x 2,5 mm et 1 x 5 mm. 4) Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que les barrettes extrêmes du réseau des détecteurs échantillonnent sur les spires successives le même volume et permettent ainsi de pallier au sous-échantillonnage marginal. 5) Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que le réseau des détecteurs des rayons X, comporte deux rangées des semi-conduteurs à 25 mm de largeur de 1000 pixels chacun, centrés au point de jonction par rapport à la double projection conique des faisceaux X en éventail, pour acquérir en 3 D 100 coupes inframillimètriques par rotation de l'ensemble tube-détecteurs ; ou mieux trois rangées des semi-conducteurs à 25 mm de largeur et 1000 pixels chacun pour acquérir en 3 D 150 coupes inframillimètriques par rotation de l'ensemble tube- détecteurs. 6) Dispositif selon les revendications 2,6 et 7, caractérisé en ce que les barrettes extrêmes du réseau des détecteurs échantillonnent sur les spires successives le même volume et permettent ainsi de pallier au sous-échantillonnage marginal. 7) Procédé de mise en ceuvre du dispositif de scanographie selon l'une quelconque des revendications de 1 à 6, caractérisé en ce qu'à partir d'un double échantillonnage discret ou continu, on supprime totalement le phénomène d'abasing inhérent aux scanners multi-barrettes traditionnels, limités par l'effet Shannon. 8) Procédé de mise en oeuvre du dispositif de Stéréoscanographie X, caractérisé en ce qu'il consiste à acquérir, dans un tomodensitomètre à balayage hélicoïdal, selon les revendications 1 à 6, à partir d'un balayage avec un double faisceau en éventail d'un tube stéréographique à rayons X monté pour tourner autour d'un axe de rotation, face à un réseau des détecteurs présentant plusieurs rangées d'éléments détecteurs des rayons X, ainsi qu'un lit pouvant être déplacé le long d'un axe de translation Z sur lequel le sujet examiné est allongé, les images dudit sujet examiné. 9) Procédé de mise en ceuvre du dispositif de scanographie stéréographique, selon les revendications 6,7 et 8, caractérisé par l'acceptation du fait d'un échantillonnage optimal en vue de la construction des images rétrospectives inframillimètriques. 10) Procédé de mise en oeuvre du dispositif de scanographie stéréographique, selon les revendications 1,5 et 7, caractérisé en ce que seuls deux types de pitches sont utilisés : un pitch de 1 en fonctionnement normal ; et un pitch de 1,5 également disponibles mais peu usité.