Composantes des systèmes TDM

Une des composantes importantes d’un scanner TDM est le tube de rayons X. Un tel tube fonctionne de la manière suivante : une cathode émet des électrons accélérés par une différence de potentiel de quelques kV entre la cathode et l’anode. On parle d’une diffé- rence de potentiel maximale et l’unité est le kVp, pour peak kilovoltage. L’anode est faite d’un matériau comme le tungstène, le molybdène ou le cuivre. L’émission de rayons X est sous la forme de raies K caractéristiques du matériau de l’anode et de rayonnement Bremsstrahlung. La majorité de l’énergie générée est perdue en chaleur. Un exemple d’un spectre à rayons X provenant d’un tube comprenant une anode en tungstène est présenté à la Figure2.5. À mesure que le temps d’acquisition des nouveaux scanners diminue, la puissance du tube doit être assez élevée pour pouvoir imager avec suffisamment de statis- tiques en peu de temps. De plus, il est souhaitable que le point focal, c’est-à-dire la surface de l’anode qui est frappée par les électrons accélérés, soit concentré, pour améliorer la ré- solution spatiale. La température au point focal peut être très élevée et il est possible d’en limiter les effets à l’aide d’une anode rotative, ou en utilisant un alliage avec un point de fusion plus élevé. Enfin, l’angle d’émission du cône utilisé est de plus en plus grand à mesure que l’aire des détecteurs augmente.

2.2.1.2 Détecteurs - Modes d’acquisition TDM

La majorité des systèmes TDM utilisent un mode de lecture du signal appelé intégration. Ce mode fonctionne en sommant l’intensité du signal reçu pendant une certaine période de temps. Les différents modes possibles de lecture du signal sont représentés à la Figure2.6. Il existe deux autres modes, le mode comptage qui compte chacun des photons qui sont au-dessus d’un certain seuil et le mode pondération en énergie qui en plus de compter les photons, identifie leur énergie (comme le fait un détecteur TEP).

Les spécifications d’un bon détecteur en mode intégration pour la TDM sont les suivants. • Une bonne gamme dynamique, nécessaire afin de bien discriminer le signal entre les différents tissus, étant donné le comportement exponentiel de l’atténuation. La

K

K

Figure 2.5 – Exemple du spectre d’énergie, obtenu par simulation à l’aide du logiciel SpekCalc, d’un tube à rayons X composé d’une cible de tungstène et opéré à 80 kVp (Poludniowski et al., 2009). Le spectre est composé de rayonnement Bremsstrahlung et de raies K caractéristiques du tungstène (Deslattes et al., 2005).

gamme dynamique correspond au rapport du signal de plus haute amplitude sur le signal de plus faible amplitude pouvant être détecté. Elle est de l’ordre de 105dans les systèmes TDM courants (Taguchi et Iwanczyk, 2013).

• Un bon rendement quantique et un bon rendement photonique afin d’optimiser le signal, et ainsi diminuer la dose reçue par le sujet.

• Une bonne efficacité géométrique, obtenue en maximisant la surface effective de détection, pour encore une fois diminuer la dose.

• Un détecteur rapide, afin de répondre rapidement aux variations d’intensité du flux de rayons X à mesure que le détecteur effectue une rotation autour du sujet pour ainsi améliorer la résolution spatiale et la qualité d’images surtout dans le cas de rotations rapides (moins d’une seconde par rotation) (Hsieh et al., 2000). Il est à noter que cette spécification est beaucoup moins contraignante qu’en TEP, elle est de l’ordre de la microseconde pour le temps de décroissance.

• Une faible réminiscence4, afin de limiter les artéfacts dans l’image reconstruite (Hsieh et al., 2000).

Seuil Intégration Comptage Discrimination de l'énergie Signal Temps Courant

Figure 2.6 – Schéma des différents types de lecture du signal (mode intégration, comp- tage de photons et discrimination de l’énergie). Un seuil arbitraire est représenté dans le premier encadré, et il sera utilisé dans le mode comptage de photons et discrimination de l’énergie.

• Une faible diaphonie entre pixels, c’est-à-dire le moins d’interférence possible entre les détecteurs, pour une bonne résolution spatiale.

Deux types de détecteurs sont principalement utilisés : des chambres d’ionisation rem- plies avec du xénon et des détecteurs à scintillation avec du CsI:Tl, du CWO (CdWO4) ou

bien des scintillateurs céramiques comme du GOS (Gd2O2S), détectés par une photodiode

(Kalender, 2011) ou un détecteur CCD (Rowlands, 2002). La catégorie de scintillateurs céramiques est appelée UFC (Ultra-Fast Ceramics). En général, les chambres d’ionisa- tion ont un moins bon rendement quantique que les systèmes avec scintillateurs, mais une meilleure efficacité géométrique, sont moins coûteuses et sont rapides, ce qui permet de limiter le temps d’acquisition. Par rapport au CsI:Tl, les scintillateurs céramiques à base

de GOS sont très intéressants, puisqu’il présentent une réminiscence après 3 ms de seule- ment 0,02% comparativement à 2% pour le CsI:Tl (van Eijk, 2002) et ne possèdent pas une composante lente de décroissance comme le CsI:Tl qui peut aller jusqu’à 4,18 µs et même des composantes phosphorescentes encore plus longues (Knoll, 2000). Le temps de décroissance du GOS est d’environ 3 µs (Fuchs et al., 2000).

Pour limiter la radiation diffusée, on place souvent devant le détecteur un grillage anti- diffusé composé d’un matériau à haut numéro atomique comme le molybdène ou le tungs- tène (Shefer et al., 2013).

Une méthode proposée pour augmenter le RSB des détecteurs est de modifier le système de détection pour qu’il compte les photons contrairement à intégrer le signal. Cela permet d’éviter de sommer le bruit, comme c’est fait pour le mode intégration, par l’application d’un seuil de détection. Un inconvénient de cette méthode est qu’il est plus difficile de gérer un haut flux de rayons X. Pour une acquisition typique clinique, le courant du tube est dans la gamme 10–1000 mA (Kalender, 2011), tandis qu’il est dans les centaines de µA pour les acquisitions précliniques (Spinks et al., 2014; Siemens Healthcare, 2014). Les détecteurs en comptage de photons présentement développés atteignent un taux de comptage maximum médian de 12 Mcps/mm2(Taguchi et Iwanczyk, 2013). Dans une ac- quisition typique où le tube à rayons X est opéré à 120 kVp, avec un courant allant de 200 à 667 mA et en utilisant un filtre d’aluminium d’épaisseur 5–30 mm, cela équivaut à un taux de comptage aussi grand que 161 Mcps/mm2 _{tout juste en dehors du patient, mais le}

maximum pour un détecteur qui capte des rayons traversant la région cardiaque est de 9 Mcps/mm2 _{(Taguchi et Iwanczyk, 2013). Pour éviter la saturation, il faut donc diminuer}

le courant et augmenter le temps d’acquisition. En contrepartie, le RSB du signal en mode comptage est plus grand qu’en intégration. En comptage, la variance σ est proportionnelle à√N où N représente le nombre de comptes, tandis qu’en intégration, σ est proportion- nelle à√NI où I dépend du nombre de photons de scintillation et de leur variance (Swank, 1973; Taguchi et Iwanczyk, 2013).

La pondération en énergie consiste à séparer les photons reçus selon des tranches d’énergie (Figure2.7) et à déterminer un facteur de pondération pour chacune de ces tranches selon la tâche. Lorsque cette pondération est effectuée, le RSB est plus élevé qu’en comptage seul (Tapiovaara et Wagner, 1985). En effet, en regardant la Figure2.8, il est possible de voir qu’il y a des intervalles d’énergie où la différence d’atténuation est plus grande que d’autres. Cette méthode pondère donc préférentiellement les intervalles d’énergie qui cor- respondent au secteur d’intérêt. Cette approche est prometteuse pour la mammographie, puisqu’il a été montré que les microcalcifications peuvent être mieux détectées, compa-

rativement à un détecteur qui fonctionne avec l’intégration du signal (Shikhaliev, 2008b; Kalluri et al., 2013). Il est à noter que même si le concept existe depuis longtemps (Alva- rez et Macovski, 1976), et que plusieurs systèmes ont été conçus, plusieurs défis subsistent quant à la stabilité et le rendement de ces détecteurs pour mener à une exploitation en mi- lieu de pratique (Shefer et al., 2013).

Énergie

Nombre d'événeme

nts

Seuil de bruit

Figure 2.7 – Schéma d’un spectre d’énergie d’un détecteur. Si on procède en mode comp- tage, tous les événements à droite du seuil de bruit sont comptés avec un poids égal. Pour la pondération en énergie, les événements dans les différents intervalles d’énergie sont comptabilisés avec une pondération qui dépend de l’énergie.

Les détecteurs pour le comptage de photons pondérés en énergie ont la contrainte addi- tionnelle de devoir posséder une bonne résolution en énergie. La plupart des détecteurs spectraux utilisent des matériaux semi-conducteurs (Si, CdTe, CdZnTe, GaAs, HgI2etc.),

ayant une épaisseur d’environ 2–3 mm qui sont assemblés pour construire une matrice avec des anodes pixelisées (Shefer et al., 2013; Taguchi et Iwanczyk, 2013). Ces détec- teurs effectuent une conversion directe des rayons X en charges électriques.