Imagerie médicale par rayons X - Détecteurs de rayons X

1 - Scintillateurs et photoconducteurs

• 1.1 - Mécanisme d'absorption des rayons X
  Figure 1 - QDE (traits pleins) et EAE (pointillés) pour deux scintillateurs d'usage courant, d'« épaisseur » 60 mg/cm2 (c'est-à-dire, en prenant en compte les densités : environ 130 μm pour le CsI et 80 μm pour le GOS). Aux énergies considérées, le CsI est moins affecté que le GOS par les raies d'absorption K. Un spectre de relativement basse énergie (70 kVp) est superposé en vert. La différence entre QDE et EAE correspond pour l'essentiel à l'énergie du photon de fluorescence, qui n'apparaît pas dans l'EAE [1] Tableau 2
• 1.2 - Démultiplication ou mécanisme d'avalanche
• 1.3 - Mécanisme de lecture : cas des scintillateurs
  Figure 2 - Spectre d'émission du CsI:Tl à 300 K Figure 3 - Absorption d'un photon X d'énergie E (impact à l'endroit du point noir) dans un scintillateur superposé à une matrice de pixels, vue de dessus : succession d'événements et impact sur la résolution. Les deux cônes de lumière sont de diamètres différents si les deux photons (primaire et de fluorescence (par exemple Kα )) ne sont pas absorbés à la même profondeur, ce qui est le cas en général. Le signal (niveau de gris) sur chaque pixel sera proportionnel à la somme des surfaces teintées en orange et en jaune, pondérées par l'énergie absorbée (E – Kα ) pour le photon primaire, en orange, Kα pour le photon de fluorescence, en jaune) (figure 4) Figure 4 - Cônes de lumière (en coupe) dans les matériaux GOS et CsI. (a) la lumière générée par luminescence est guidée par les fibres de CsI (vers le haut et vers le bas, mais la surface supérieure est rendue partiellement réfléchissante), alors que dans le GOS, elle irradie dans toutes les directions : pour limiter les pertes en résolution, le scintillateur doit être sensiblement plus fin en GOS qu'en CsI, au détriment de sa capacité à absorber des photons X (typiquement : 200 μm contre 500 μm) (b) l'empreinte lumineuse du photon X sur le réseau de pixels dépend de la profondeur à laquelle il a été absorbé. Cette dispersion induit un bruit sur le signal lu, appelé bruit de Lubberts [MED 202] Figure 5 - Aiguilles de CsI (iodure de césium) Tableau 3
• 1.4 - Mécanisme de lecture : cas des photoconducteurs
  Figure 6 - Détection directe dans un détecteur sélénium Tableau 4

2 - Grandes familles de détecteurs

• 2.1 - Systèmes à base de films
  Figure 7 - (a) deux photons X sont absorbés par les deux scintillateurs placés dans une cassette de part et d'autre d'un film ayant une émulsion sur chaque face. Chaque photon X génère un cône lumineux (en jaune) qui insole la gélatine (en mauve) (b) synoptique approximatif Figure 8 - Courbe typique D (Q ) Figure 9 - Courbes de Hurter et Driffield D (Q ) pour différentes vitesses S. Les systèmes les plus rapides sont caractérisés par une valeur élevée du coefficient d'amplification de l'écran X et par une taille importante des grains d'argent s. Par conséquent, ils ont un coefficient γ élevé (les images sont plus contrastées), mais leur dynamique (latitude) est réduite. À l'inverse, les systèmes lents sont caractérisés par des grains plus petits et ils offrent pour cette raison une meilleure résolution. Pour un système numérique, la relation entre dose et valeur enregistrée (un nombre de LSB en sortie d'un codeur par exemple) est linéaire sur une dynamique comprise entre 1:10 000 et 1:40 000, mais l'image est comprimée pour coller à la dynamique de l'écran (1:1 000 au maximum) en appliquant une LUT (Look-up-Table : table de correspondances). Cette LUT a souvent la forme d'un S comme la courbe H&D, mais son point d'inflexion est positionné a posteriori en fonction de l'histogramme des niveaux de gris de l'image. Signalons aussi que la réponse d'un écran de visualisation n'est pas linéaire et qu'il faut introduire une correction qui ramène la courbe de luminance de chaque écran à une valeur normalisée. Cette correction est appelée correction de γ, par analogie aux technologies film
• 2.2 - Écrans photostimulables (cassettes CR)
  Figure 10 - Principe du « flying spot », la technologie du CR utilisant un faisceau laser mobile selon les deux axes et un photomultiplicateur (PMT) couplé à un guide de lumière pour la lecture. Cette technique a été majoritairement employée depuis 1981
• 2.3 - Détecteurs à base de caméras CCD
  Figure 11 - Schéma d'un détecteur de rayons X à base de CCD. Seuls les photons émis dans l'angle 2θ seront captés par la lentille d'ouverture numérique sin θ. Et une partie importante de ces photons sera malgré tout perdue par les effets de dégrandissement (taille de la lentille, etc.)
• 2.4 - Détecteurs linéaires « slot scan » et technique CCD/TDI
  Figure 12 - Fonctionnement du TDI. Pour la simplicité du dessin, le CCD ne comporte que 3 pixels dans l'axe du déplacement (en pratique il y en a beaucoup plus). Nous ne nous intéresserons qu'à l'image projetée par la petite étoile bleue. Dans le CCD, elle se traduit par une charge électrique représentée par un carré de couleur. Entre deux étapes, le système se translate d'un cran (hauteur d'un pixel) vers le bas (flèche orange) par rapport au patient (ellipse bleu clair et étoile bleue) À l'étape 1, l'étoile bleue génère dans le CCD une charge q dans le pixel « physique » 3 (en bleu). Avant de passer à l'étape 2, l'ensemble source + détecteur se translate « vers le bas » d'une hauteur égale à la largeur d'un pixel. Mais en même temps la charge q est translatée d'une hauteur identique « vers le haut » par transfert de charges du pixel physique 3 au pixel physique 2. C'est ce qu'exprime la notion de pixel électronique (ou virtuel), qui se décale de pixel physique en pixel physique en sens inverse du mouvement du détecteur, et qui reste donc immobile par rapport à l'étoile bleue Pendant l'étape 2, le pixel physique 2 reçoit une nouvelle charge q (en rouge), et sa charge totale est portée à 2q. C'est la nouvelle charge du pixel électronique 3 qui, à l'étape 3, migre vers le pixel physique 1, etc. Lors de l'étape 4, le pixel électronique 3 est lu : charge 3q (dans l'exemple ci-dessus), qui représente l'image de l'étoile bleue enregistrée par le détecteur
• 2.5 - Détecteurs à gaz
• 2.6 - Amplificateurs de brillance (IIR)
  Figure 13 - Schéma d'un IIR. Le flux d'électrons entre la photocathode et l'écran secondaire (quelques nA en mode fluoroscopie) est représenté en rouge. G1, G2 et G3 sont trois électrodes de focalisation portées à des tensions intermédiaires et aussi utiles pour réaliser les modes zoom. La lettre A désigne l'anode, PS l'écran primaire, SS l'écran secondaire. La lumière émise par l'écran secondaire est verte Figure 14 - Chaîne image radiologique intégrant un IIR, une optique et un CCD
• 2.7 - Détecteurs plats (FPD) à détection indirecte
  Figure 15 - Détection de photons X dans un détecteur numérique plat (FPD) à détection indirecte. Les photons lumineux créés dans le scintillateur génèrent des charges électriques stockées dans les capacités des photodiodes qui les détectent (ces charges sont représentées en rouge sur le dessin) Figure 16 - Empilement technologique d'un détecteur FPD (source TRIXELL) Figure 17 - Schéma électronique d'un détecteur plat. Une fois le TFT rendu passant en appliquant une tension ligne V L ad hoc, la charge Q stockée dans la photodiode s'écoule vers la capacité de lecture via la colonne. Une fois stockée dans la capacité de lecture, l'information est transformée en tension Q/C lec , qui est présentée en entrée du codeur
• 2.8 - Détecteurs plats (FPD) à détection directe
  Figure 18 - Détection de photons X dans un détecteur numérique plat (FPD) à détection directe (sélénium)

3 - Conclusion

4 - Glossaire – Définitions