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I.1.1 Bref historique de l’imagerie m´edicale `a base de rayons X

Les rayons X ont ´et´e d´ecouverts par le physicien autrichien Wilhelm R¨ontgen en 1895, qui a fait la premi`ere radiographie m´edicale des doigts de sa femme. Depuis lors, grˆace `

a la capacit´e de p´en´etration des rayons X dans la mati`ere, on s’en sert pour visualiser la structure interne d’un objet sans le d´etruire. Dans les ann´ees 1970, suite `a l’avancement des techniques de micro-´electronique, G. N. Hounsfield a invent´e le premier scanner CT commercial `a rayons X en imagerie m´edicale chez EMI. Cette invention lui a valu le Prix Nobel avec A. M. Cormack en 1979. De nos jours, le CT est devenu une des principales techniques de diagnostique dans le domaine de l’imagerie m´edicale.

Le syst`eme de scanner de rayons X comprend deux entit´es : le g´en´erateur de rayons X et le d´etecteur de rayons X (voir la figure 1.2).

I.1.1.1 Le g´en´erateur de rayons X

Dans le g´en´erateur, il y a 3 composantes principales, un g´en´erateur de rayons X, un collimateur et un filtre. Le g´en´erateur de rayons X contient une cathode, qui fournit les ´electrons et une anode comme une cible des ´electrons. La tension entre la cathode et l’anode doit ˆetre suffisamment forte pour g´en´erer un champ ´electrique, o`u les ´electrons sont acc´el´er´es. Les ´electrons frappent alors l’anode (souvent en tungst`ene) `a grande vitesse. Il en r´esulte une production de chaleur (environs 99%) et l’´emission de photons X. Les deux principaux m´ecanismes associ´es `a la g´en´erations de rayons X sont d´ecrits ci-dessous : Spectre Bremsstrahlung : une partie des ´electrons est ralentie et est d´evi´ee par

l’attraction du noyau atomique de la cible. La perte d’´energie cin´etique des ´electrons se transforme en ´energie des photons de rayons X, dont le spectre est continu (voir la figure1.3). Ce ph´enom`ene s’appelle “ Bremsstrahlung ”, ce qui signifie en Allemand “ rayonnement de freinage ”.

Spectre de radiation caract´eristique : lorsqu’un ´electron incident, dont l’´energie d´epasse l’´energie d’excitation d’un ´electron sur la couche inf´erieure de l’atome de la cible, heurte ce dernier, il d´evie de sa trajectoire originale et un ´electron de la couche sup´erieure, moins stable, prend la place manquante. Dans ce cas, un photon X est

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cr´e´e par d´e-excitation (voir les pics dans la figure 1.3). Alors l’´energie des photons de rayons X est d´ependante du num´ero atomique de l’anode, ce qui est nomm´ee, “ radiation caract´eristique ”.

Figure 1.2 – Chaˆıne du syst`eme du scanner `a rayons X (extrait de [1]).

Figure 1.3 – Spectre d’un scanner avec la tension maximale de g´en´erateur des rayons X (KvP, acronyme anglais de Kilovotage Peak) 150 kV. Les pics repr´esentent la radiation caract´eristique.

Dans le processus de g´en´eration du flux des rayons X, la tension ´electrique entre la cathode et l’anode d´etermine le maximum d’´energie des rayons X et le nombre de flux des rayons X est contrˆol´e par le courant dans la cathode.

Chaˆıne de mesure

En plus, un collimateur permet de faire varier la taille de faisceaux des rayons X et de limiter la zone d’irradiation. Afin d’´eviter l’effet d’´etalement spatial de la source de rayons X, la taille de la fenˆetre du collimateur doit ˆetre optimis´ee. L’ajout d’un filtre en m´etal (g´en´eralement en aluminium ou cuivre) permet de r´eduire l’´etalement du spectre des rayons X. En effet, le filtre ´elimine les photons X de tr`es faible ´energie qui sont peu exploitable en imagerie m´edicale, qui permet un pr´e-durcissement du faisceau. Il diminue le durcissement pendant la travers´ee du patient. Enfin, on peut ajouter un filtre afin de rendre la source des rayons X d’´energie plus ´elev´ee.

I.1.1.2 Le d´etecteur de rayons X

Dans les scanners, le d´etecteur de rayons X sert `a mesurer les rayons X traversant l’objet. Il y a deux types de d´etecteurs de rayons X selon la technologie de d´etection : le d´etecteur indirect de rayons X et le d´etecteur direct de rayons X. Le d´etecteur indirect de rayons X se compose principalement d’un scintillateur, d’une photo-diode ou un CCD. Le scintillateur contient un cristal fluorescent de mat´eriau sp´ecial, par exemple NaI (iodure de sodium), permettant d’´emettre des photons visibles lorsqu’il absorbe un photon X. Les rayons X sont convertis en lumi`ere visible par le scintillateur, dont l’intensit´e est proportionnelle `

a l’intensit´e des rayons X. Puis les photons de la lumi`ere visible sont transform´es en signal ´electrique par la photo-diode ou le CCD pour former une image num´erique. Les d´etecteurs directs de rayons X sont bas´es sur les mat´eriaux de semi-conducteur, par exemple CdTe (tellure de cadmium). Les photons X sont convertis directement vers les paires ´electron-trou dans les d´etecteurs de semi-conducteur et sont collect´es pour former un signal num´erique.

En g´en´eral, les d´etecteurs indirects de rayons X poss`edent un intervalle de d´etection d’´energie large et bonne efficacit´e de d´etection. Les d´etecteurs plats num´eriques indi-rects sont couramment utilis´es dans les CBCT en imagerie m´edicale. Au contraire, les d´etecteurs directs de rayons X sont meilleurs sur la s´election d’´energie des photons X et la r´esolution spatiale [13].

I.1.1.3 Diff´erents types de scanners

Diff´erents types de scanners `a rayons X ont ´et´e d´evelopp´es depuis les ann´ees 1970. Les scanners CT de la premi`ere g´en´eration sont constitu´es d’une source de rayons X et d’un d´etecteur. Ils n´ecessitent de la translation et puis la rotation de la paire source-d´etecteur pour reconstruire une coupe de l’objet, voir la figure 1.4.(a). Les faisceaux de rayons X sont parall`eles dans ces scanners. Le temps de scan par coupe est tr`es important, 4,5 minutes/coupe dans le premier scanner CT, `a cause des mouvements complexes de translation et rotation de la paire source-d´etecteur, et ´egalement du tr`es faible nombre des cellules de d´etecteur (une seule cellule). Ils sont remplac´ees par les scanners de troisi`eme g´en´eration en imagerie m´edicale, qui n’ont besoin que de rotation, voir la figure 1.4.(b). Ces scanners sont compos´es d’une source de rayons X et d’un grand nombre de cellules de d´etecteur (plus de 800 cellules de d´etecteur), dont la trajectoire de la paire source-d´etecteur est circulaire [2]. Ils permettent une acquisition beaucoup plus rapide, en entre 0,3 et 0,5 secondes par coupe. Une autre diff´erence avec les scanners de la premi`ere g´en´eration est que les faisceaux de rayons X sont divergents.

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Figure 1.4 – Illustration des g´eom´etries du scanner des rayons X parall`eles (a) et du scanner des rayons X divergents (b).

En tomographie, une reconstruction tridimensionnelle est consid´er´ee comme un em-pilement de coupes 2D. Elle consiste `a reconstruire l’ensemble des images 2D. Les pre-miers scanners de reconstruction 3D sont des scanners conventionnels avec d´etecteur d’une coupe. La coupe irradi´ee du patient se d´eplace en fonction de la translation du lit o`u le patient se couche. Afin d’´eviter l’inconsistance des donn´ees, le lit ne bouge pas lors de la rotation de scanner conventionnel. Par cons´equent, le temps d’acquisition 3D est tr`es important. Nous pouvons acc´el´erer l’acquisition 3D en rempla¸cant le d´etecteur avec une seule ligne de d´etection par un d´etecteur multi-lignes. Mais le temps d’acquisition est encore limit´e par les mouvements s´equentiels de la translation du lit du patient et la rotation de scanner. Pour une acquisition 3D plus rapide, les scanners modernes tour-nent lors de la translation continue du lit du patient. La trajectoire de la paire source-d´etecteur est h´elico¨ıdale par rapport au patient, voir la figure1.5.(a). Les donn´ees ne sont pas coh´erentes car le plan irradi´e change lors d’un tour de la paire de source-d´etecteur. Alors, il n´ecessite des algorithmes d’interpolation pour r´earranger les donn´ees dans le plan transverse comme les scanners conventionnels. Les scanners h´elico¨ıdaux avec un d´etecteur d’une ou plusieurs lignes sont commercialis´es depuis des d´ecennies. Le temps d’acquisition 3D diminue avec le nombre de coupes, mais le coˆut de scanner augmente. En plus, la r´esolution spatiale s’am´eliore avec le nombre de coupes. Un compromis entre le coˆut, le temps d’acquisition et la r´esolution spatiale doit ˆetre fait pour s´electionner un scanner h´elico¨ıdal en fonction du type d’application.

En imagerie dentaire, nous nous int´eressons seulement `a la mˆachoire ou au crˆane. Pour cela, un scanner CBCT avec le d´etecteur plat num´erique suffit, 1.5.(b). La trajectoire de la paire source-d´etecteur est simplement circulaire. Le temps d’acquisition d’un scanner CBCT est comparable avec celui de scanner h´elico¨ıdal avec d´etecteur multi-ligne. Mais le coˆut d’un scanner CBCT est beaucoup plus faible que celui d’un scanner h´elico¨ıdal, et reste ainsi abordable pour les dentistes. Par ailleurs, les scanners CBCT sont plus compacts que les scanners h´elico¨ıdaux, qui conviennent mieux pour une installation dans les cabinets des dentistes. Les scanners CBCT sont donc largement utilis´es dans les 8

Chaˆıne de mesure

cabinets des dentistes aujourd’hui.

(a) (b)

Figure 1.5 – Sch´ema du scanner de CT helico¨ıdal avec le d´etecteur multi-ligne (a) (extrait de [1]) et du scanner CBCT (b).

Les autres types de scanners sont int´eressants en imagerie m´edicale, notamment les scanners de tomosynth`ese num´erique et les scanners panoramiques.

La tomosynth`ese num´erique a un angle de projection limit´e sur un arc (par exemple 15°-60°), ce qui est diff´erent avec la CT (balayage sur un demi-tour ou tour entier), voir la figure 1.6. Un faible nombre des projections discr`etes de scanner sont acquises. Cela d´epend de type d’application et de la sensibilit´e `a la dose de radiation. Les projections de la tomosynth`ese sont incompl`etes par rapport `a la CT. Avec les projections de diff´erents angles de la source, les coupes des diff´erents niveaux sont reconstruites par la m´ethode “ shift and add ”, [2]. Dans la figure 1.6, les plans 1 et 3 peuvent ˆetre reconstruits en sommant les images d´ecal´ees, par contre, la reconstruction du plan de focalisation 2 est simplement la somme de toutes les images. Clairement, la somme des diff´erentes images sont floue, des algorithmes de d´econvolution sont n´ecessaires pour am´eliorer le contraste des images. Nous pouvons aussi reconstruire les images 3D avec des m´ethodes de reconstruction tomographique en CT, notamment en utilisant les m´ethodes it´eratives (voir la section II.3 de chapitre II), qui sont moins sensibles au nombre de projections. L’application majeure de la tomosynth`ese num´erique est l’imagerie du sein. La mammo-graphie conventionnelle et la mammomammo-graphie num´erique sont les techniques d’imagerie 2D utilis´ees couramment en imagerie du sein, mais elles ne peuvent pas d´etecter les tumeurs cach´ees dans les tissus chevauch´es ou dans le cas contraire, se trompent sur une d´etection d’une tumeur dans les tissus int´egr´es. La tomosynth`ese num´erique permet une recon-struction 3D qui ne subit pas de chevauchement des tissus et augmente le taux de r´eussite de d´etections des tumeurs, avec l’utilisation d’un peu plus de dose que la mammographie. Elle peut ˆetre ´egalement appliqu´ee en imagerie dentaire.

En imagerie dentaire, l’imagerie panoramique dentaire permet aux dentistes de connaˆıtre l’emplacement des toutes les dents sur une seule image. Comme la to-mosynth`ese, le plan de focalisation peut ˆetre visualis´e clairement dans le film, mais le plan au dessus ou dessous est flou `a cause du mouvement de sa projection en fonction de d´eplacement de la source, voir la figure 1.7. Afin de voir clairement toutes les dents, nous pouvons focaliser les images directement sur l’arcade des dents en d´epla¸cant la paire source-d´etecteur, voir la figure1.8.

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Figure 1.6 – Illustration sch´ematique de la tomosynth`ese (a) et de la reconstruction des plans de diff´erentes profondeurs par l’algorithme de “ shift and add ” (b). (a). Les plans de diff´erentes profondeurs (plans 1, 2, et 3) sont repr´esent´es respectivement par un triangle, un carr´e, et un cercle. Le plan 2 est le plan de focalisation du milieu. Nous expliquons les reconstructions des plans de diff´erentes profondeurs avec quatre positions angulaires A, B, C, D. (b). Les coupes 2D peuvent ˆetre reconstruites par l’algorithme de “ shift and add ”, le plan 1 est reconstruit par d´ecalage des projections B-D de droite `a gauche et la somme des quatre projections, au contraire, le plan 3 est obtenu par la somme de la projection A et des projections B-D d´ecal´ees de droite `a gauche. La figure est extraite de [2].