Comparaison objective de systèmes d'imagerie conventionnelle et numérique en mammographie - RERO DOC

Texte intégral

(1)FACULTE DES SCIENCES. Comparaison objective de systèmes d'imagerie conventionnelle et numérique en mammographie. Thèse de doctorat présentée à la. Faculté des Sciences de l’Université de Lausanne par. Marc Pachoud Ingénieur physicien Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne. Jury Prof. François Grize, Président Prof. Aurelio Bay, Rapporteur Prof. Jean-François Valley, Directeur de thèse Prof. Reto Meuli, Expert Dr Alain Noël, Expert. LAUSANNE 2003.

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(3) FACULTE DES SCIENCES. Comparaison objective de systèmes d'imagerie conventionnelle et numérique en mammographie. Thèse de doctorat présentée à la. Faculté des Sciences de l’Université de Lausanne par. Marc Pachoud Ingénieur physicien Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne. Jury Prof. François Grize, Président Prof. Aurelio Bay, Rapporteur Prof. Jean-François Valley, Directeur de thèse Prof. Reto Meuli, Expert Dr Alain Noël, Expert. LAUSANNE 2003.

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(5) Remerciements. En premier lieu, je tiens à remercier très sincèrement le Professeur Jean-François Valley pour m'avoir accepté au sein de son institut afin de réaliser ce travail. Je le remercie tout particulièrement pour son regard critique sur les résultats, ses remarques pertinentes, ainsi que les heures passées à la relecture du mémoire. Je tiens également à remercier le Docteur Francis Verdun pour ses idées, ses remarques constructives et pour la relecture de ce mémoire. Je lui suis également reconnaissant pour l'ambiance de travail agréable qu'il a su créer tout au long de cette recherche. Mes remerciements vont également au Professeur Aurelio Bay, rapporteur de la Faculté des Sciences, pour l'intérêt qu'il a porté à ce travail et tout particulièrement pour son idée d'utiliser une caméra afin d'effectuer les différentes mesures. Merci également au Professeur Reto Meuli, radiologue au Service de Radiodiagnostic et de Radiologie Interventionnelle du CHUV, et au Dr. Alain Noël, physicien médical, pour le temps consacré à la lecture de ce manuscrit, leurs remarques positives et pour avoir accepté la fonction d'expert dans ce travail. Merci encore au Dr. Jean-Charles Piguet, radiologue, pour m'avoir offert la possibilité d'utiliser son installation numérique pour la réalisation d'une partie des mesures de ce travail. Je tiens enfin à remercier tous mes amis, parents et tout spécialement Sandrine, pour m'avoir encouragé et redonné une motivation dans les moments de doute quant à la faisabilité de cette recherche.. iii.

(6) Résumé. L. 'objectif de ce travail est le développement d'une méthode de caractérisation objective de la qualité d'image s'appliquant à des systèmes de mammographie analogique, utilisant un couple écran-film comme détecteur, et numérique, basé sur une technologie semi-conductrice, ceci en vue de la comparaison de leurs performances. La méthode développée tient compte de la gamme dynamique du détecteur, de la détectabilité de structures de haut contraste, simulant des microcalcifications, et de structures de bas contraste, simulant des opacités (nodules tumoraux). La méthode prend également en considération le processus de visualisation de l'image, ainsi que la réponse de l'observateur. Pour réaliser ceci, un objet-test ayant des propriétés proches de celles d'un sein comprimé, composé de différents matériaux équivalents aux tissus, allant du glandulaire à l'adipeux, et comprenant des zones permettant la simulation de structures de haut et bas contraste, ainsi que la mesure de la résolution et celle du bruit, a été développé et testé. L'intégration du processus de visualisation a été réalisée en utilisant une caméra CCD mesurant directement les paramètres de qualité d'image, à partir de l'image de l'objet-test, dans une grandeur physique commune au système numérique et analogique, à savoir la luminance arrivant sur l'œil de l'observateur. L'utilisation d'une grandeur synthétique intégrant dans un même temps, le contraste, le bruit et la résolution rend possible une comparaison objective entre les deux systèmes de mammographie. Un modèle mathématique, simulant la réponse d'un observateur et intégrant les paramètres de base de qualité d'image, a été utilisé pour calculer la détectabilité de structures de haut et bas contraste en fonction du type de tissu sur lequel celles-ci se trouvent. Les résultats obtenus montrent qu'à dose égale la détectabilité des structures est significativement plus élevée avec le système de mammographie numérique qu'avec le système analogique. Ceci est principalement lié au fait que le bruit du système numérique est plus faible que celui du système analogique. Les résultats montrent également que la méthodologie, visant à comparer des systèmes d'imagerie numérique et analogique en utilisant un objet-test à large gamme dynamique ainsi qu'une caméra, peut être appliquée à d'autres modalités radiologiques, ainsi qu'à une démarche d'optimisation des conditions de lecture des images.. iv.

(7) Summary. T. he goal of this work was to develop a method to objectively compare the performance of a digital and a screen-film mammography system in terms of image quality and patient dose. We propose a method that takes into account the dynamic range of the image detector and the detection of high contrast (for microcalcifications) and low contrast (for masses or tumoral nodules) structures. The method also addresses the problems of image visualization and the observer response. A test object, designed to represent a compressed breast, was constructed from various tissue equivalent materials ranging from purely adipose to purely glandular composition. Different areas within the test object permitted the evaluation of low and high contrast detection, spatial resolution, and image noise. All the images (digital and conventional) were captured using a CCD camera to include the visualization process in the image quality assessment. In this way the luminance reaching the viewer’s eyes can be controlled for both kinds of images. A global quantity describing image contrast, spatial resolution and noise, and expressed in terms of luminance at the camera, can then be used to compare the two technologies objectively. The quantity used was a mathematical model observer that calculates the detectability of high and low contrast structures as a function of the background tissue. Our results show that for a given patient dose, the detection of high and low contrast structures is significantly better for the digital system than for the conventional screen-film system studied. This is mainly because the image noise is lower for the digital system than for the screen-film detector. The method of using a test object with a large dynamic range combined with a camera to compare conventional and digital imaging modalities can be applied to other radiological imaging techniques. In particular it could be used to optimize the process of radiographic film reading.. v.

(8) Table des matières. Remerciements .................................................................................................................... iii Résumé ................................................................................................................................. iv Summary ............................................................................................................................... v Table des matières ................................................................................................................ vi Chapitre 1. Introduction ...................................................................................................1. 1.1. La mammographie..................................................................................................................... 1. 1.2. Optimisation en imagerie médicale.......................................................................................... 2. 1.2.1 1.2.2. 1.3. Qualité d'image.................................................................................................................................. 2 Risques liés aux radiations................................................................................................................ 4. Chaîne radiologique................................................................................................................... 5. 1.3.1 1.3.2 1.3.3. 1.4. Exposition et détection...................................................................................................................... 5 Affichage ........................................................................................................................................... 6 Observateur........................................................................................................................................ 7. But et plan de la thèse................................................................................................................ 8. Chapitre 2 2.1 2.1.1 2.1.2. 2.2 2.2.1 2.2.2. 2.3 2.3.1 2.3.2 2.3.3 2.3.4 2.3.5. 2.4 2.4.1 2.4.2. 2.5 2.5.1 2.5.2 2.5.3 2.5.4 2.5.5. 2.6 2.6.1 2.6.2 2.6.3. 2.7. Théorie ...........................................................................................................9. Installations de mammographie............................................................................................... 9 Production du spectre de rayons X................................................................................................... 9 Installation radiologique ................................................................................................................. 14. Détection de l'image radiante ................................................................................................. 15 Système analogique......................................................................................................................... 15 Système numérique ......................................................................................................................... 20. Photométrie............................................................................................................................... 25 Flux lumineux.................................................................................................................................. 25 Intensité lumineuse.......................................................................................................................... 26 Eclairement...................................................................................................................................... 26 Luminance ....................................................................................................................................... 27 Résumé ............................................................................................................................................ 27. Visualisation des images.......................................................................................................... 28 Systèmes analogiques ..................................................................................................................... 28 Systèmes numériques...................................................................................................................... 29. Paramètres de qualité d'image ............................................................................................... 37 Systèmes linéaires ........................................................................................................................... 37 Fonction de transfert ....................................................................................................................... 39 Contraste.......................................................................................................................................... 40 Bruit ................................................................................................................................................. 45 NEQ et DQE.................................................................................................................................... 49. Modèles d'observateurs........................................................................................................... 53 Modèle de Rose............................................................................................................................... 53 Observateur idéal............................................................................................................................. 54 Observateur quasi-idéal................................................................................................................... 56. Dosimétrie ................................................................................................................................. 58. vi.

(9) Chapitre 3. Matériel et méthodes ....................................................................................61. 3.1. Objet-test................................................................................................................................... 61. 3.2. Installations de mammographie et acquisition des images................................................. 64. 3.2.1 3.2.2. 3.3. Système analogique......................................................................................................................... 64 Système numérique ......................................................................................................................... 65. Visualisation des images.......................................................................................................... 67. 3.3.1 3.3.2. 3.4. Visualisation sur négatoscope......................................................................................................... 67 Affichage des images numériques.................................................................................................. 67. Caméra ...................................................................................................................................... 70. 3.4.1 3.4.2. 3.5. Schéma expérimental ...................................................................................................................... 71 Linéarité, fonction de transfert et bruit de la caméra..................................................................... 71. Paramètres de qualité d'image ............................................................................................... 73. 3.5.1 3.5.2 3.5.3 3.5.4. 3.6. Résolution........................................................................................................................................ 73 Bruit ................................................................................................................................................. 76 Contraste.......................................................................................................................................... 77 Indice de détectabilité ..................................................................................................................... 78. Expérience de détection........................................................................................................... 79. Chapitre 4 4.1. Résultats sur les films et les images brutes ........................................................................... 81. 4.1.1 4.1.2 4.1.3. 4.2. Résultats .......................................................................................................81 Résolution........................................................................................................................................ 81 Contraste.......................................................................................................................................... 83 Bruit ................................................................................................................................................. 85. Mesures avec la caméra........................................................................................................... 89. 4.2.1 4.2.2 4.2.3. Résolution........................................................................................................................................ 90 Contraste.......................................................................................................................................... 91 Bruit ................................................................................................................................................. 95. 4.3. Mesures subjectives ............................................................................................................... 101. 4.4. Mesures dosimétriques .......................................................................................................... 102. Chapitre 5 5.1. Analyse des paramètres de qualité....................................................................................... 105. 5.1.1 5.1.2 5.1.3. 5.2. Discussion des résultats.............................................................................. 105 Résolution...................................................................................................................................... 105 Contraste........................................................................................................................................ 108 Bruit ............................................................................................................................................... 113. Paramètre synthétique de qualité d'image ......................................................................... 115. 5.2.1 5.2.2 5.2.3 5.2.4. Introduction ................................................................................................................................... 115 Système analogique....................................................................................................................... 117 Système numérique ....................................................................................................................... 118 Synthèse......................................................................................................................................... 120. Chapitre 6. Conclusions et perspectives ........................................................................ 123. 6.1. Conclusions ............................................................................................................................. 123. 6.2. Apports de ce travail.............................................................................................................. 124. 6.3. Perspectives............................................................................................................................. 124. Chapitre 7. Bibliographie.............................................................................................. 127. Annexe A Modèle de Barten ........................................................................................... 131 Annexe B Echantillonnage............................................................................................. 139 vii.

(10) Annexe C Table des acronymes ...................................................................................... 145. viii.

(11) C'est par l'expérience que la science et l'art font leur progrès chez les hommes. Aristote (Extrait de "Examen critique de l'ouvrage d'Aristote, intitulé Métaphysique" de K. L. Michelet, Paris 1836).

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(13) Chapitre 1. Introduction. C. 'est le 8 novembre 1895 que le physicien allemand Wilhelm Konrad Röntgen (18451923) découvre, dans son laboratoire de l'Université Julius-Maximilian de Würzburg, un nouveau type de rayonnement capable de traverser la matière. Ne sachant comment désigner ces rayons pénétrants et invisibles, il les baptise "rayons X", X comme l'inconnue en mathématique. Wilhelm Röntgen a mis en évidence ce phénomène grâce à la fluorescence d'un écran au platino-cyanure de baryum excité par le rayonnement issu d'un tube de Crooks1 mis sous tension et totalement enfermé dans une boîte en carton. A la suite de cette découverte, il s'aperçoit rapidement que l'atténuation des rayons X varie en fonction de la densité des matériaux ou des tissus traversés. L'utilisation d'un détecteur permettant la visualisation de l'absorption différentielle des rayons X par les tissus complète la découverte; la radiologie est née. Ceci représente une véritable révolution dans le monde médical, car il est possible désormais de visualiser "in vivo" et sans dommage apparent, la structure interne de l'organisme. Depuis plus de cent ans, l'évolution de l'imagerie médicale a été considérable, mais le principe découvert par Röntgen en 1895 reste toujours à la base de la radiologie moderne. Cependant, quelques semaines après la découverte des rayons X, on signalait déjà les premiers effets sanitaires dont ils étaient responsables, comme l'apparition de brûlures sur la peau lors d'expositions importantes; l'irradiation du patient devient alors un sujet de préoccupation et tout est mis en œuvre pour diminuer la dose administrée à celui-ci. Jusqu'à nos jours, le principal détecteur utilisé pour archiver les images produites par les rayons X a été le film radiographique. L'utilisation d'écrans renforçateurs, couplés au film, a permis une diminution considérable des doses administrées au patient ainsi que l'obtention de temps d'expositions plus courts. Depuis quelques années, les technologies d'imagerie faisant appel à des détecteurs numériques permettent de rivaliser avec les films. Au niveau de la détection, les systèmes numériques présentent une gamme dynamique beaucoup plus grande que le film, c'est-à-dire qu'ils fonctionnent sur une large plage d'exposition. En outre ils offrent la possibilité d'effectuer des traitements de l'image, de modifier les paramètres d'affichage et de transmettre les données par réseau informatique. On peut encore ajouter à ceci le fait qu'avec la radiologie numérique, il est possible de stocker et d'archiver les images sous un format électronique. Nonobstant ces avantages, la radiologie numérique présente une "chaîne" plus complexe que celle des systèmes conventionnels utilisant comme support de l'image le film. Ainsi le seul fait de caractériser les performances "physiques" du détecteur n'est plus suffisant pour apprécier la qualité globale du système diagnostic; les paramètres liés au traitement informatique des images et à leur affichage sur le support de visualisation doivent être pris en compte.. 1.1 La mammographie En Suisse, 30'000 personnes sont atteintes d'une maladie cancéreuse chaque année. Après les maladies cardio-vasculaires, le cancer est la deuxième cause de mortalité en Suisse, soit 1. Tube portant le nom de son inventeur William Crooks (1832-1919). Crooks, physicien et chimiste britannique, découvrit le thallium (1861), inventa un tube électronique (1872) et montra que les rayons cathodiques sont des particules possédant une charge (1878).. 1.

(14) environ 17'000 décès par année. Sous le terme "cancer", on regroupe près de 150 types de tumeurs différentes affectant les divers organes du corps. Chez la femme, 3'500 diagnostics de cancer du sein sont posés chaque année en Suisse. Cette affection cause la mort de 1'600 femmes par année soit 22% de tous les décès liés à un cancer chez la femme. Ce constat épidémiologique fait de ce type de tumeur un des problèmes de santé publique les plus importants dans les pays industrialisés. La plupart des nodules détectés dans le sein sont bénins et ne sont pas des précurseurs du cancer; cependant seul un examen médical adéquat, pouvant comprendre en particulier la mammographie, l'échographie, l'analyse biopsique, l'imagerie par résonance magnétique ou encore la scintigraphie, permet de s'en assurer. Actuellement, il n'existe pas de mesures préventives primaires réellement acceptables susceptibles d'éviter aux femmes l'apparition d'un cancer du sein. En l'absence d'une telle possibilité, la mammographie de dépistage reste le seul examen permettant un diagnostic précoce de ce type de tumeur. Les objectifs de l'examen mammographique sont la mise en évidence d'une part de structures de faible contrastes, appelées masses (ayant une dimension de quelques millimètres), et d'autre part de microcalcifications de petite taille (150 - 200 µm de diamètre) qui se trouvent superposés à une structure tissulaire complexe et de transmission très variable. Dans ces conditions le système d'imagerie doit être performant au niveau de la qualité. En outre, la dose délivrée à la patiente doit être faible, en particulier pour les examens de dépistage. Cet état de fait implique qu'une optimisation de toute la chaîne radiologique doit être consentie afin d'obtenir une qualité d'image satisfaisante pour un diagnostic sûr et une irradiation qui soit la plus faible possible pour la patiente.. 1.2 Optimisation en imagerie médicale En radiologie médicale, la qualité de l'image et la dose sont en règle général antagonistes, c'est-à-dire que toute mesure visant à améliorer la qualité augmentera la dose. L'optimisation consiste alors à s'assurer, sous la contrainte d'une qualité suffisante pour assurer un diagnostic correct, que les conditions d'exposition soient choisies de sorte que la dose soit la plus faible possible.. 1.2.1 Qualité d'image La qualité d'image est caractérisée par trois paramètres physiques de base qui sont la résolution, le contraste et le bruit. La performance globale d'un système d'imagerie dépend de manière complexe de ces paramètres. Dans le but de caractériser les performances des systèmes d'imagerie radiologiques, il faut tenir compte des diverses étapes de la procédure, à savoir l'exposition aux rayons X et la détection de ceux-ci, le traitement de l'information acquise, la visualisation de celle-ci ainsi que l'interprétation de l'information en vue de poser un diagnostic (cf. Figure 1-1). A noter que dans le cas du couple écran-film, l'étape de traitement de l'image disparaît car le support de détection, le film, est directement le support de visualisation. L'évaluation de la qualité d'image peut être réalisée de manière objective ou subjective. Les méthodes d'évaluation objectives sont indépendantes de l'observateur et sont reproductibles alors que les méthodes subjectives dépendent directement de la personne procédant à l'analyse l'image.. 2.

(15) Exposition et détection. Traitement de l'image. Visualisation. Interprétation. Figure 1-1. Schéma des étapes du processus radiologique.. Evaluation objective de la qualité d'image Comme indiqué ci-dessus, les deux avantages principaux liés à une analyse objective de la qualité d'image résident dans le fait que celle-ci est reproductible et indépendante de l'observateur. Les paramètres physiques de base utilisés pour ce type d'évaluation sont des grandeurs physiques bien codifiées dans la littérature et que l'on détermine par mesure. A partir de ces grandeurs, il est possible de déterminer des paramètres synthétiques représentatifs de la qualité d'image. On compte parmi ceux-ci l'efficacité quantique de détection (en anglais DQE pour Detective Quantum Efficiency), le rapport signal sur bruit (en anglais SNR pour Signal to Noise Ratio) ou encore le bruit quantique équivalent (en anglais NEQ pour Noise Equivalent Quanta) (ICRU, 1996; Dainty, 1974). Ces différentes grandeurs seront reprises dans le Chapitre 2. Notons que ces paramètres quantifient la qualité intrinsèque du système d'imagerie, mais ils ne tiennent pas compte des étapes de la visualisation et de l'interprétation de l'information présente sur l'image (cf. Figure 1-1). Pour pallier à cette lacune, un modèle mathématique d'observateur intégrant aussi bien les caractéristiques intrinsèques du détecteur que les paramètres liés à la perception, peut être utilisé. Différentes théories ont été développées, permettant, selon la tâche à accomplir, de représenter le comportement d'un observateur humain (ICRU, 1996). L'utilisation d'objet-tests adéquats permet de déterminer les paramètres physiques comme le contraste, le bruit et la résolution, associés à l'examen radiologique et nécessaires à l'utilisation de ces modèles. A titre d'exemple, mentionnons l'indice de qualité d'image, l'IQI, correspondant à la taille de la plus petite microcalcification détectable (Desponds, 1991). Notons que la validation de ces modèles est réalisée à partir d'expériences de détection utilisant des observateurs humains. Différents travaux montrent qu'ils sont bien adaptés à certaines tâches radiologiques, comme la mammographie (Burgess, 2001).. Evaluation subjective de la qualité d'image Le radiologue est confronté quotidiennement à l'évaluation de la qualité d'image des différents clichés de patients qui lui sont présentés. Cette évaluation clinique est indispensable, mais ne permet pas une appréciation complète de la qualité d'un système d'imagerie donné et ceci pour trois raisons distinctes. La première concerne la variabilité de l'observateur dont l'appréciation de la qualité d'image diffère au cours du temps. La deuxième raison concerne la différence importante dans l'évaluation des images entre différents observateurs. Finalement les clichés radiologiques présentés ne sont jamais identiques ce qui complique l'appréciation. Afin de diminuer l'influence liée à la diversité des clichés, des objet-tests se rapprochant au mieux des conditions cliniques peuvent être utilisés. Une méthode d'évaluation subjective de la qualité d'image conduisant à un résultat objectif peut également être utilisée pour apprécier la qualité d'un système diagnostic. Elle s'appuie sur la détermination et la mise en relation de deux paramètres antagonistes qualifiant le système, à savoir la sensibilité et la spécificité. Cette méthode est connue sous le nom de courbe ROC (de l'anglais, Receiver Operating Characteristic). Cette méthode est lourde et. 3.

(16) difficilement applicable en routine, car elle exige de connaître pour un collectif important l'issue du diagnostic aussi bien positif que négatif.. 1.2.2 Risques liés aux radiations Lors de la réalisation d'un cliché radiologique, les rayons X interagissent avec les tissus du patient donnant lieu à un dépôt d'énergie et ayant pour conséquence l'induction d'effets biologiques. Il n'y a pas de relation simple entre la dissipation initiale d'énergie dans les tissus vivants et d'éventuelles conséquences sur la santé. Le processus initial le plus important est l'induction de modifications de l'ADN par effet direct ou indirect. L'effet direct est une interaction des radiations ionisantes par transfert de leur énergie à l'ADN, alors que l'effet indirect conduit à la formation de radicaux libres par interaction des radiations avec les molécules d'eau contenues dans la cellule. Ces différentes interactions sont dépendantes de la quantité et de l'énergie des radiations, du taux d'absorption ainsi que de la radiosensibilité des tissus impliqués. Ces événements induits conduisent alors à des effets de nature stochastique ou déterministe. Les effets déterministes correspondent à une dégradation de la fonctionnalité d'un organe; ils sont caractérisés par une dose de seuil de l'ordre de 0.5 Sv2 et apparaissent rapidement (quelques heures à un mois après l'exposition). Les effets déterministes sont d'autant plus graves que la dose est importante. Les effets stochastiques causés par la radiation sont la cancérogenèse dans le cas où la cellule touchée est somatique, et l'induction de malformations dans la descendance dans le cas où il s'agit d'une cellule germinale. Ils n'ont pas de seuil de dose et interviennent, à long terme, chez un individu ou dans sa descendance; ces effets résultent de lésions mal réparées des molécules d'ADN. Les différents points énoncés ci-dessus impliquent que toute utilisation de rayonnement ionisant entraîne un risque. Les recommandations internationales (ICRP, 1991) ainsi que la législation suisse (ORAP, 1994) qui s'en inspire, proposent le respect de trois principes. Le premier implique que toute activité par laquelle l'homme ou l'environnement sont exposés à des rayonnements ionisants ne doit être exercée que si elle se justifie par rapport aux avantages et aux dangers qui y sont liés. Le deuxième principe stipule qu'il y a lieu de prendre toutes les mesures commandées par l'expérience et par l'état de la science et de la technique afin de réduire l'exposition aux radiations de chaque individu ainsi que de l'ensemble des personnes concernées. Une limite à l'exposition aux radiations (valeur limite de dose) pour les personnes qui, par leur profession ou en raison d'autres circonstances, peuvent être exposées à une irradiation contrôlable supérieure à celle que subit le reste de la population, doit être fixée; ce dernier point établit le troisième principe de la radioprotection. Dans le cadre d'un examen radiologique, seuls les deux premiers principes sont applicables. En effet, étant donné que le patient est le bénéficiaire direct de l'irradiation, l'exposition de celui-ci est laissée à l'appréciation du médecin qui est, par contre, tenu de s'assurer que l'examen se justifie par rapport aux avantages et aux dangers qui y sont liés et que toutes les mesures sont prises pour réduire la dose délivrée.. 2. Le Sievert [Sv] est l'unité de mesure de la dose équivalente déposée dans un tissu. La dose équivalente, notée HT, est obtenue en multipliant la dose absorbée moyenne dans le tissu T par un facteur tenant compte de la nature du rayonnement (type et énergie); ce facteur qualifie l'efficacité biologique du rayonnement.. 4.

(17) 1.3 Chaîne radiologique Dans un grand nombre de cas, un diagnostic médical passe par un processus radiologique impliquant quatre étapes décrites dans le paragraphe 1.2 ainsi que dans la Figure 1-1. En guise de rappel, ces étapes sont l'exposition aux rayons X et la détection de ceux-ci, le traitement de l'image acquise, la visualisation de celle-ci sur un support adéquat et enfin l'interprétation par le radiologue des informations présentes sur l'image en vue de poser un diagnostic.. 1.3.1 Exposition et détection Comme indiqué ci-dessus, la première étape consiste à exposer le patient et à récolter l'information de nature clinique à l'aide d'un détecteur approprié. Le détecteur utilisé peut être de type analogique, correspondant à l'utilisation d'un couple écran-film3, ou de type numérique utilisant une technologie à semi-conducteur. Dans le premier cas, l'information est stockée sous forme analogique, alors que, dans le deuxième cas, celle-ci est stockée sous forme numérique à l'aide d'une matrice dont chaque élément correspond à une petite surface du détecteur appelée "pixel"; la taille des pixels définit la résolution intrinsèque du détecteur. 3.5. 3.0. Densité optique. 2.5. 2.0. 1.5. 1.0. 0.5. 0.0. Log exposition. Figure 1-2. Relation entre le logarithme de l'exposition et la densité optique, d'un couple écranfilm utilisé en mammographie.. Dans le cas d'un détecteur analogique, le principe consiste à convertir l'énergie déposée par les rayons X dans un écran renforçateur afin de sensibiliser le film servant de support à l'information. La grandeur utilisée pour mesurer le signal produit sur le film est la densité optique4. La relation entre la densité optique et le logarithme de l'exposition du détecteur, exprimée souvent en kerma5, n'est pas linéaire, mais a une forme sigmoïde (cf. Figure 1-2). De ce fait, la zone de "travail", ou latitude6 du couple écran-film se trouve restreinte conduisant ainsi à une mauvaise discrimination pour les densités optiques très faibles ou très élevées. Pour ces régions, de grandes différences d'exposition sont nécessaires afin d'observer 3. Un couple écran-film est composé d'une cassette étanche dans laquelle se trouvent un film et un ou deux écrans renforçateurs. 4 La densité optique (DO) est définie comme suit: DO=-log10(T) ou T est la transmission de la lumière au travers du film. 5 La grandeur kerma (de l'acronyme anglais kinetic energy released per unit mass) est une mesure de la quantité de radiation non chargée (électromagnétique ou neutron) en un point. Elle s'établit comme l'énergie cinétique libérée par cette radiation dans l'air par unité de masse d'air. L'unité utilisée est le Joule par kilogramme auquel on a donné le nom de Gray [Gy]. 6 En radiologie, la latitude est définie comme la gamme de détails anatomiques pouvant êtres visualisés simultanément par un observateur (Coulam, 1981).. 5.

(18) un contraste, défini comme la différence en densité optique "visible" par l'observateur, entre deux régions adjacentes (Bushberg, 1994). Dans le cas des couples écran-films, le contraste et la latitude sont antagonistes, c'est-à-dire qu'une grande latitude implique un faible contraste sur l'image et inversement (Coulam, 1981). Pour l'examen mammographique, le contraste recherché est très élevé par rapport à d'autres examens radiologiques, comme l'examen du thorax par exemple, se traduisant ainsi par une faible latitude. En revanche, la résolution spatiale des couples écran-films en mammographie est relativement élevée par rapport à celle obtenue avec d'autres techniques d'imagerie utilisées dans les différents secteurs de la radiologie. Parmi les différents détecteurs numériques utilisés dans le domaine du radiodiagnostic, on peut classer ceux-ci en deux grandes catégories, à savoir les détecteurs indirects et directs. Dans les systèmes indirects, un écran renforçateur (écran à base d'oxysulfure de gadolinium, Gd2O2S:Tb ou d'iodure de césium, CsI:Tl) est placé en contact avec une matrice active dont le rôle est de détecter les photons lumineux et de convertir ceux-ci en charge électrique. L'intensité lumineuse émise en un point du détecteur est proportionnelle à la dose déposée dans l'écran renforçateur en ce point. Ce processus de détection est appelé "indirect" car l'information relative à l'image est transférée des rayons X aux photons lumineux et finalement est transformée en charge électrique. La technologie directe consiste à détecter directement les rayons X à l'aide d'un matériau semi-conducteur comme le sélénium amorphe. Une matrice est couplée à ce matériau afin de collecter les charges électriques produites. Ce processus porte le nom de "directe" car l'information relative à l'image est directement transférée des rayons X en charge électrique. En parallèle à ces deux méthodes de détection, on trouve encore les écrans radioluminescents à mémoire, appelés également plaques photostimulables, composé généralement de fluoro bromure de baryum dopé à l'europium (BaFBr:Eu2+). Lorsque les rayons X interagissent avec ce type d'écran, ils déposent une partie de leur énergie. Au lieu de libérer immédiatement l'énergie absorbée, comme le ferait un écran renforçateur courant, il la retient sous forme d'électrons piégés formant une image latente. Cette énergie est secondairement libérée lorsque le récepteur est soumis à un laser de longueur d'onde adéquate. Le laser balaye l'écran et l'énergie libérée sous forme de lumière peut alors être détectée et numérisée. Ces trois types de détecteurs conduisent à la formation d'une image sous forme d'une matrice dont chaque élément, appelé pixel, est codé en général sur 12 bits, soit 4'096 valeurs discrètes. Ces valeurs porte en général le nom de "niveaux de gris". L'avantage des détecteurs numériques réside dans le fait que la relation entre les niveaux de gris et la dose suit une loi linéaire impliquant ainsi une latitude nettement plus élevée en comparaison de celle des détecteurs analogiques. Dans le cas de la mammographie, ce point s'avère très utile pour la détectabilité de structures sur des seins denses. En revanche, la résolution spatiale des détecteurs numériques est nettement plus faible que celle des couples écran-films.. 1.3.2 Affichage L'image, dont le support peut être le film dans le cas des systèmes analogiques ou une matrice de valeurs digitales dans le cas du numérique, doit être affichée sur un support adéquat dont le but est de transmettre un maximum d'information à l'observateur. Dans le cas de systèmes analogiques, le film est simplement affiché sur un négatoscope et la luminance sortant de celui-ci dépend de sa densité optique. Dans le cas d'un examen mammographique, les densités optiques peuvent aller de 0.8 pour une région glandulaire jusqu'à 2.5 pour une région adipeuse, conduisant à une gamme de luminance s'étendant de 10. 6.

(19) à environ 500 cd/m2, pour un négatoscope ayant une luminance de base de 3'000 cd/m2. Cette latitude peut être modifiée en usant de certains artifices comme le spot de lecture, permettant une augmentation locale de la luminance. Concernant les systèmes numériques, l'image est affichée sur l'écran d'une station de travail. En règle générale, les écrans utilisés en radiologie sont de type cathodique (en anglais CRT pour Cathode Ray Tube). Contrairement aux systèmes analogiques, l'affichage d'une image sur un écran est une procédure plus complexe, car différentes étapes sont nécessaires afin de reproduire au mieux l'information présente sur l'image. La première étape de cette procédure d'affichage est une compression logarithmique de l'image afin de diminuer la gamme dynamique, définie comme la différence entre le signal maximum et minimum, qui est trop élevée par rapport à celle que l'écran est capable d'afficher. La deuxième étape consiste à sélectionner une partie des niveaux de gris présents sur l'image à l'aide d'une fenêtre permettant ainsi d'optimiser la qualité de l'affichage de l'image pour pouvoir en retirer un maximum d'information. La dernière étape consiste à transmettre à la carte graphique de l'écran les données nécessaires à l'affichage de l'image. Durant ce transfert, une correction est effectuée sur l'image afin d'obtenir des conditions d'affichage qui soient les plus proches des caractéristiques psychophysiques de la vision. Le choix des paramètres de cette dernière correction repose sur une série d'expériences psychophysiques qui seront reprises dans le Chapitre 2. Cette description succincte montre qu'il existe un grand nombre de paramètres variables pour l'affichage d'une image numérique. Une partie de ceux-ci peut être contrôlée directement par l'observateur, comme le réglage du contraste, de la luminance de l'écran et le choix de la gamme de niveaux de gris à afficher. Cette complexité montre la nécessité de développer une méthodologie visant à optimiser les paramètres d'affichage et à contrôler leur évolution au cours du temps.. 1.3.3 Observateur L'étape finale du processus radiologique consiste, pour l'observateur, sur la base d'une synthèse de toutes les informations dont il dispose, à produire une grandeur appelée généralement facteur de vraisemblance, correspondant à la probabilité avec laquelle l'observateur estime que l'affection recherchée est présente ou non. Il applique ensuite une stratégie, en général sous forme d'un critère sur le facteur de vraisemblance à partir duquel sa décision est prise. Ce mécanisme de la décision peut être reproduit à l'aide de modèles mathématiques spécifiques à certaines tâches radiologiques. Ces modèles, qui seront repris dans le Chapitre 2, permettent de calculer un facteur de vraisemblance sur la base de paramètres physiques de base caractérisant le système d'imagerie. Pour récolter les informations nécessaires à un diagnostic, l'observateur utilise un instrument complexe, la vision, dont il est nécessaire de connaître les performances et les limites pour l'exploiter au mieux. Certaines caractéristiques sont d'ordre purement physiologique (acuité, fatigue), d'autres relèvent aussi de la psychologie (extraction de structures, illusions visuelles). L'œil a une capacité de détection limitée impliquant que tout doit être mis en œuvre pour optimiser les conditions de visualisation des images. En revanche, la qualité d'interprétation des clichés ne se réduit pas à une optimisation des conditions de lecture, mais dépend en grande partie de l'expérience de l'opérateur. Cette expérience et la routine permettent même de supposer la présence d'une structure visuelle à partir d'un nombre limité d'éléments constitutifs; la vision ne reconnaît en fait dans une structure complexe que les éléments simples qu'elle connaît déjà. La lecture de clichés est un art périlleux qui doit être soutenu par une réflexion et une critique constante; l'interprétation est le résultat d'un aller-retour continu entre le cerveau qui interprète. 7.

(20) les informations fournies par l'œil et l'œil qui explore d'une manière ininterrompue la surface de l'image.. 1.4 But et plan de la thèse Le but de ce travail est de comparer de manière objective les paramètres physiques de qualité d'image, reliés à la dose, pour des examens réalisées avec des installations de mammographie numérique et analogique. Pour ce faire, une méthodologie a été mise en place afin de ne pas tenir compte uniquement du processus de détection de l'information, mais également de la visualisation des images sur le négatoscope dans le cas du système analogique, ou sur un écran cathodique dans le cas du système numérique. Un objet-test, adapté à la problématique de la mammographie, a été développé et une caméra a été utilisée afin de mesurer les paramètres de qualité d'image, à partir de l'image de l'objet-test, directement sur le support de visualisation du système analogique ou numérique. Cette manière de procéder donne la possibilité de mesurer directement l'information perçue par l'œil d'un observateur, et permet de comparer le système numérique au système analogique car, dans les deux cas de figure, la grandeur physique mesurée, à savoir la luminance arrivant sur l'œil, est identique. La détectabilité des différentes structures présentes sur l'objet-test a ensuite été calculée, pour le système analogique et numérique, en utilisant un modèle mathématique simulant la réponse d'un observateur et permettant de faire la synthèse des différents paramètres de base de qualité d'image mesurés avec la caméra, à savoir la résolution, le contraste et le bruit. La description des paramètres physiques permettant une caractérisation objective de la qualité d'image aussi bien dans le cas du détecteur analogique que numérique, ainsi que la dosimétrie et ses particularités dans le cadre de la mammographie sont présentés dans le Chapitre 2. La partie expérimentale du travail a consisté à développer et à étudier le comportement d'un objet-test adapté à la mammographie. Les méthodes de mesure ainsi que la présentation du matériel utilisé pour effectuer celles-ci font l'objet du Chapitre 3. Les résultats de ce travail sont présentés et discutés dans les Chapitres 4 et 5 respectivement. Les conclusions ainsi que les perspectives font l'objet du Chapitre 6. Différentes annexes rappellent les principales caractéristiques de la physiologie de la vision et présentent le modèle de Barten permettant de simuler la réponse fréquentielle de l'œil (Annexe A) et les principes de l'échantillonnage d'un signal pour un système numérique (Annexe B).. 8.

(21) Chapitre 2. Théorie. C. e chapitre présente en détail le principe de production des rayons X, le type de détecteurs utilisés dans les installations numériques et analogiques de mammographie et les méthodes de visualisation des images. Les différentes grandeurs utilisées pour caractériser la qualité d'un système d'imagerie ainsi que les modèles d'observateurs sont également présentées dans cette partie. Concernant les notations utilisées, les vecteurs s'écrivent en caractères gras minuscules comme, par exemple, le vecteur position x. Les grandeurs scalaires, quand à elles, s'écrivent en caractère plein, comme par exemple la coordonnée spatiale x. La transformée de Fourier d'une fonction, ou d'un opérateur, s'écrit TF TF comme: f ( x) ↔ f˜ (u) et A ( x ) ↔ A˜ (u) .. 2.1 Installations de mammographie 2.1.1 Production du spectre de rayons X Les rayons X sont produits lorsque des électrons de haute énergie interagissent avec la matière et convertissent leur énergie cinétique en une radiation électromagnétique. Dans un tube à rayons X traditionnel les électrons sont libérés par un filament en tungstène chauffé7, appelé cathode; ils sont ensuite accélérés vers une cible, appelée anode, en molybdène ou rhodium pour la mammographie. L'accélération des électrons est réalisée à l'aide d'une différence de potentiel entre la cathode et l'anode. Ces éléments se trouvent dans un tube en verre sous vide d'air (cf. Figure 2-1).. Figure 2-1. Schéma simplifié d'un tube radiogène comprenant une enceinte à vide, une source (cathode) et une cible (anode) pour les électrons, ainsi qu'une source de haute tension connectée aux deux électrodes.. Pour les applications du radiodiagnostic, les tensions appliquées sont situées entre 20 et 150 kV.. 7. Ce principe est connu sous le nom "d'effet Edison" ou thermo-ionique qui correspond à la constitution d'un nuage d'électrons autour d'une structure chaude. Le nombre d'électrons croît avec la température et la surface émissive; le réglage de l'intensité dans le tube est donc assurée par la température du filament. Celui-ci est alimenté par une tension de l'ordre de 10 V avec un courant variant entre 3 et 7 A.. 9.

(22) L'énergie cinétique acquise par les électrons lors de l'accélération est proportionnelle à la différence de potentiel entre l'anode et la cathode selon la loi de Joule. La grande majorité des interactions conduit à un dépôt d'énergie sous forme de chaleur issue de la collision des électrons accélérés avec les électrons composant l'anode; environ 99.5% de l'énergie des électrons incidents est convertie en chaleur. Cet échauffement important de l'anode limite le nombre de rayons X pouvant être produits sur un temps donné sans endommager celle-ci. La surface d'impact des électrons étant relativement petite (0.4 mm2 en mammographie), la dissipation de chaleur sur l'anode est très faible; une température allant de 1'000 à 1'500 °C peut être atteinte sur la surface d'impact pour un cliché standard. De ce fait, des anodes tournantes sont utilisées afin de répartir le dépôt d'énergie sur une plus grande surface. Les anodes ont une vitesse de rotation variant entre 3'000 et 9'000 tours par minute selon le tube utilisé. Lorsqu'un électron parvient à proximité d'un des noyaux de l'anode, la force Coulombienne le dévie et le décélère conduisant ainsi à une perte significative de son énergie cinétique et à un changement de sa trajectoire (cf. Figure 2-2).. Figure 2-2. Le rayonnement de freinage est produit lorsqu'un électron incident interagit avec un noyau composant l'anode. L'énergie des rayons X produit dépend de la distance d'interaction entre l'électron et le noyau; celle-ci décroît lorsque la distance augmente.. Figure 2-3. La production du rayonnement caractéristique suit les étapes suivantes: (1) un électron incident interagit avec un électron de la couche K par répulsion électromagnétique. (2) Dans le cas où l'énergie de l'électron incident est supérieure à celle de liaison de la couche K, celui-ci est éjecté. (3) Un électron d'une couche supérieure comble la vacance. (4) Un rayon X est produit avec une énergie équivalente à la différence d'énergie des deux couches électroniques.. D’après l’électromagnétisme classique, un électron en mouvement accéléré émet une radiation électromagnétique continue dont l'énergie est équivalente à celle perdue par celui-ci; on l'appelle rayonnement de freinage ou "bremsstrahlung" de l'allemand. La distance séparant l'électron du noyau détermine la quantité d'énergie perdue par chaque électron étant donné que la force Coulombienne est inversement proportionnelle à la distance élevée au carré; un électron proche du noyau sera plus fortement freiné qu'un électron éloigné de celui-ci. 10.

(23) Chaque électron composant l'atome de l'anode a une énergie de liaison qui dépend de la couche électronique sur laquelle il se trouve. Le tableau ci-dessous (cf. Tableau 2-1) donne les énergies de liaison des couches K,L et M des principaux matériaux utilisés comme anode en radiodiagnostic. Lorsque l'énergie d'un électrons incident est supérieure à celle de l'énergie de liaison d'un électron d'un atome de l'anode, il est alors énergétiquement possible d'éjecter l'électron de sa couche et d'ainsi ioniser l'atome. La vacance est alors comblée par un électron provenant d'une couche supérieure ayant une énergie de liaison plus faible. La différence d'énergie est émise sous la forme d'un rayon X (cf. Figure 2-3). Tableau 2-1: Energies de liaison [keV] de différents matériaux pour les couches électroniques K,L et M.. Couche. Tungstène. Molybdène. Rhodium. K. 69.5. 20.0. 23.2. L. 12.1/11.5/10.2. 2.8/2.6/2.5. 3.4/3.1/3.0. M. 2.8-1.9. 0.5-0.4. 0.6-0.2. Divers travaux ont montré que le spectre optimum permettant d'atteindre en mammographie un contraste élevé pour une dose la plus faible possible se situe entre 15 et 25 keV, en fonction de la composition et de l'épaisseur du sein (Rothenberg, 1995). Le rayonnement polyénergétique produit par un tube ne remplit pas cette condition étant donné que le rayonnement de freinage de basse énergie délivre une dose élevée au sein pour une faible contribution à l'image et que le rayonnement de haute énergie diminue le contraste objet. Le spectre optimal est obtenu en utilisant une anode produisant des raies caractéristiques à l'énergie recherchée et une filtration permettant une suppression des rayons de basse et haute énergie du spectre de rayonnement de freinage. Le molybdène (Mo), le rhodium (Rh), le ruthénium (Ru), le palladium (Pd), l'argent (Ag) et le cadmium (Cd) produisent des rayons X caractéristiques dans la gamme requise pour la mammographie. Parmi ces différentes anodes, le molybdène et le rhodium sont utilisés, produisant des rayons caractéristiques à 17.5 et 19.6 (Mo) et 20.2 et 22.7 (Rh) (cf. Tableau 2-2). Tableau 2-2: Energies des rayons caractéristiques [keV] pour différents matériaux et différentes transitions. Les transitions α sont des transitions entre les couches L et K et β des transitions entre les couches M, N ou O et la couche K. Seules les transitions les plus probables sont indiquées dans le tableau.. Transition. Tungstène. Molybdène. Rhodium. Kα1. 59.32. 17.48. 20.22. Kα2. 57.98. 17.37. 20.07. Kβ1. 67.24. 19.61. 22.72. Le spectre de rayonnement à la sortie de l'anode est l'addition du rayonnement de freinage et du rayonnement caractéristique. La figure ci-dessous (cf. Figure 2-4) présente un spectre typique pour une anode en molybdène et ceci pour deux tensions différentes soit 28 kV et 30 kV. Les anodes en tungstène sont principalement basées sur la production de rayonnement de 11.

(24) freinage, alors que les anodes en molybdène ou en rhodium sont basées sur la production de rayonnement caractéristique. Une partie des rayons X produits par les deux processus décrits ci-dessus est ensuite réabsorbée dans l'anode du tube et dans le matériau de la fenêtre de sortie qui fonctionnent ainsi comme un filtre (filtration inhérente). Dans le cas de la mammographie, cette filtration est relativement faible afin de laisser passer les rayons X du spectre ayant une énergie supérieure à 15 keV. Ceci s'obtient par l'utilisation d'une fenêtre de sortie en béryllium d'une épaisseur de 1 mm environ.. Figure 2-4. Spectre à la sortie d'une anode en molybdène pour deux tensions différentes (28 et 30 kV). La première raie caractéristique correspond à une transition entre la couche L et K et la deuxième entre la couche M et K (cf. Tableau 2-2).. Une filtration additionnelle dont le matériau est identique à celui de l'anode permet d'atténuer le rayonnement de basse et haute énergie tout en assurant la transmission des raies caractéristiques (cf. Figure 2-5).. Figure 2-5. Coefficients d'atténuation linéiques du molybdène et du rhodium représentés en fonction de l'énergie.. Les filtrations habituellement utilisées en mammographie correspondent à une épaisseur de 0.03 mm de molybdène avec une anode en molybdène (cf. Figure 2-6) et de 0.025 mm en rhodium dans le cas de l'utilisation d'une anode en rhodium (cf. Figure 2-7).. 12.

(25) Figure 2-6. Spectres obtenus à 30kV avec une anode en molybdène et une filtration en molybdène de 0.03 mm d'épaisseur (trait discontinu) et une anode en molybdène avec une filtration en rhodium ayant une épaisseur de 0.025 mm (trait continu).. Figure 2-8. Comparaison des spectres obtenus après une filtration de 0.025 mm d'un spectre issu d'une anode en molybdène (trait discontinu) et d'une anode en rhodium (trait continu). On remarque que le couple Rh/Rh produit un spectre plus énergétique que le couple Mo/Rh. Les spectres ont été acquis avec une tension de 30kV.. Figure 2-7. Spectres obtenus à une tension de 30 kV avec une anode en rhodium qui permet d'obtenir des raies caractéristiques de 2 à 3 keV supérieures à celles obtenues avec une anode en molybdène. Le spectre non filtré (trait discontinu) est filtré par une épaisseur de 0.025 mm de rhodium (trait continu) ou de 0.03 mm de molybdène (trait discontinu). Une filtration en molybdène avec une anode en rhodium atténue de façon importante les raies caractéristiques; ce couple n'est jamais utilisé.. Une combinaison comprenant une anode en molybdène avec une filtration en rhodium est également utilisée dans certains cas (cf. Figure 2-8). Pour des seins de faible épaisseur (< 5 cm) une anode en molybdène avec une filtration en molybdène est un bon compromis entre la qualité d'image et la dose tandis que pour des sein plus épais, on préférera une anode en rhodium avec une filtration en rhodium.. 13.

(26) 2.1.2 Installation radiologique Une fois les rayons X produits dans le tube, filtrés par les filtrations inhérentes et additionnelles (molybdène, rhodium), le faisceau diaphragmé irradie le sein se trouvant entre un plateau de compression et le système de détection (cf. Figure 2-9 et Figure 2-10). Dans le cas d'une installation avec un détecteur sous forme de couple écran-film, on trouve encore une cellule automatique dont la fonction est de déterminer la durée de l'irradiation de manière à ce que le noircissement du film soit constant. Pour une installation numérique, aucune cellule n'est utile étant donné que le contrôle de l'exposition peut être réalisé directement par le détecteur.. Figure 2-9. Photo d'une installation de mammographie utilisant un couple écran-film comme détecteur.. Figure 2-10. Représentation schématique d'une installation de mammographie.. La compression du sein est un élément important lors de l'examen mammographique et est réalisée à l'aide d'un plateau de compression en plexiglas. Une forte compression permet de réduire la superposition des structures et de diminuer l'épaisseur du sein, ce qui conduit à une diminution du rayonnement diffusé, du flou anatomique et de la dose. Une compression uniforme permet également de diminuer la gamme dynamique de l'image radiante et rend ainsi possible l'utilisation de films à fort contraste. La diminution du rayonnement diffusé est également réalisée à l'aide de la grille anti-diffusante focalisée qui se trouve entre le sein et le récepteur d'image. Une grille est composée d'une série de petites lamelles de plomb séparées les unes des autres par un espace transparent aux rayons X, et alignées par rapport au foyer du tube, afin de laisser passer le rayonnement direct. L'épaisseur typique de la grille est d'environ 3 mm. Le rayonnement diffusé est arrêté lorsque sa direction dépasse une valeur angulaire déterminée par la hauteur h des lamelles et l'espacement D entre elles. Le rapport entre h et D définit le rapport de grille r qui est de l'ordre de 5 pour la mammographie. Plus ce rapport est élevé et meilleure sera l'élimination du rayonnement diffusé.. 14.

(27) Le détecteur, la grille anti-diffusante ainsi que le mécanisme permettant de faire bouger celleci se trouvent dans un support portant le nom de l'inventeur de la grille anti-diffusante, le Bucky (1913). Le mouvement imprimé à la grille, inventé par H.E. Potter (1916), permet d'éliminer l'image des lamelles de plomb sur le cliché radiologique.. 2.2 Détection de l'image radiante La mammographie est une technique d'imagerie par transmission. Le rayonnement issu du tube à rayons X est atténué différemment selon la composition des tissus qu'il traverse. Cette différence est ensuite enregistrée à l'aide d'un détecteur plan adéquat tel qu'un couple écranfilm ou un détecteur numérique basé sur une technologie semi-conductrice. L'information issue d'une imagerie par projection est dense et complexe étant donné que les différentes parties anatomiques réparties sur toute l'épaisseur du patient se superposent et se retrouvent "compressées" sur une seule image.. 2.2.1 Système analogique Dès la découverte des rayons X par Röntgen, le film a été utilisé comme détecteur et support d'archivage de l'image radiologique. Le signal archivé sur le film consiste en différents noircissements qui se mesurent par la transmission de la lumière au travers du support. L'unité utilisée est la densité optique, correspondant à moins le logarithme de la transmission de la lumière au travers du film. Afin de diminuer la dose d'irradiation, ainsi que les temps d'exposition, des écrans renforçateurs, dont le but est de convertir l'énergie des rayons X en lumière, ont été introduits.. Principe Le film et l'écran sont tous deux placés à l'intérieur d'une cassette dont le matériau, en général de la fibre de carbone, est choisi de manière à atténuer au minimum les rayons X incidents (cf. Figure 2-11). Sur le revêtement interne de la cassette, un matériau élastique assure la coaptation du film et de l'écran8 afin d'éviter un mauvais contact qui se traduit par un "flou" sur l'image. En mammographie, l'écran renforçateur est en général composé d'oxysulfite de gadolinium (Gd2O2S:Tr), dopé avec du terbium (0.3 %), dont l'épaisseur peut varier entre 200 et 300 µm. L'absorption des rayons X est produite par effet photoélectrique. Les écrans utilisés permettent d'absorber à peu près 60% des rayons X et 20% environ de l'énergie déposée est transformée en photons lumineux (rendement lumineux). Les photons lumineux dont la direction est opposée à la position du film sont réfléchis par une surface cartonnée blanche afin d'augmenter le rendement de l'écran. Le film est composé d'un support de base transparent à la lumière d'approximativement 250 µm d'épaisseur sur lequel une émulsion de 25 µm est déposée. L'émulsion est une gélatine contenant des cristaux de bromure d'argent formant un réseau cristallin de type cubique; 1 cm3 d'émulsion contient entre 6 ⋅ 10 9 et 1012 grains comprenant chacun environ 1 ⋅ 10 6 atomes d'argent. Lors de l'exposition du film à la lumière produite par l'écran, le grain de bromure 8. En mammographie, il n'y a qu'un seul écran à l'intérieur de la cassette. Pour d'autres examens radiologiques, deux écrans situés de part et d'autre du film sont utilisés avec des films à double émulsion, afin d'augmenter la sensibilité du système.. 15.

(28) d'argent est séparé par effet photoélectrique (arrachement d'un électron à l'ion Br- qui devient du brome) conduisant à la formation d'un atome d'argent. Ces dissociations constituent l'image latente qui sera alors révélée par traitement chimique lors du développement (James, 1977). Rayons X. Support du film Cassette. Ecran Gd2O2S. Emulsion Couche réfléchissante Matière élastique. Figure 2-11. Schéma d'une cassette de mammographie contenant l'écran renforçateur et le film. Dans le cas de la mammographie, il n'y a qu'un seul écran et celui-ci est placé à l'arrière de la cassette.. Résolution La résolution du détecteur est principalement liée aux performances de l'écran renforçateur. La dispersion de la lumière dans l'écran est d'autant plus importante que celui-ci est épais; une grande dispersion implique une diminution de la résolution (cf. Figure 2-12). En revanche, l'augmentation de l'épaisseur de l'écran se traduit par une efficacité de détection accrue des rayons X, et ainsi par une diminution de la dose reçue par le patient.. Figure 2-12. Schéma illustrant l'influence de l'épaisseur de l'écran sur la résolution. Un écran de grande épaisseur (écran ) conduit à une dispersion importante de la lumière mais augmente la sensibilité. Un écran de faible épaisseur a une résolution améliorée, mais nécessite une dose plus importante (écran ). Le fait de rajouter une surface réfléchissante permet une augmentation de la sensibilité, mais se traduit par une diminution de la résolution (écran ).. La figure suivante met en évidence la dégradation de la résolution de l'image lorsqu'un écran renforçateur est utilisé (cf. Figure 2-13). La courbe supérieure illustre la résolution obtenue en utilisant un film sans écran renforçateur. La courbe intermédiaire correspond à la résolution. 16.