Le scanner spectral dit SCT (Spectral Computed Tomography) est une modalité d’imagerie médicale récente qui allie le principe de la tomographie par rayon X et l’utilisation de plusieurs niveaux d’énergies afin de pouvoir identifier la composition d’une substance observée. Il existe de nombreuse technologies qui présentent chacune leurs lots d'avantages et d'inconvénients.

Principe physique modifier

Rayon X : Domaine du spectre électro-magnétique

Le principe du scanner se base sur l'exploitation de l'absorption d'un faisceau de photons à forte énergie (dans la gamme des rayons X.

Le comportement de ce faisceau suit la loi de Beer-Lambert:
$I(\lambda ,X)=I_{0}(\lambda )\cdot e^{-\sum _{i=1}^{n}\alpha _{i}l_{i}}$

$I_{0}$ : est l'intensité de la lumière incidente.
$I$ : est l'intensité de la lumière sortante.
$\alpha _{i}$ : est le coefficient d'absorption du i^ème matériaux (en m⁻¹ ou en cm⁻¹).
$l_{i}$ : est la longueur du trajet optique dans le i^ème matériaux (en m ou en cm).

Loi de Beer-Lambert : Illustration de la loi de Beer-Lambert

Le système d'acquisition détecte alors le rayon sortant et en déduit par le calcul donnée ci-dessous une cartographie du coefficient d’absorption.

$\ln({\frac {I_{0}(\lambda )}{I(\lambda ,X)}})=\sum _{i=1}^{n}\alpha _{i}l_{i}$

En répétant cette acquisition sous différents angles, on peut alors remonter à la composition du système que l'on souhaite imager. C'est le principe de la tomodensitométrie.

Reconstruction tomographique : Illustration de la tomodensitométrie

Pour reconstruire l'image à partir des multiples projections obtenues pour différents angles on utilise souvent des algorithmes de reconstruction tomographique

Dans l'application du scanner X l'unité du coefficient d'absorption n'est pas le cm⁻¹ mais directement l'unité Hounsfield (échelle)

En réalité le coefficient d'absorption du matériaux dépends de l'énergie du photons qui le traverse (équation ci-dessous)

$\alpha (\lambda )={\frac {4\pi k}{\lambda }}.\,$

où λ est la longueur d'onde de la radiation incidente. Étant la partie imaginaire de l'indice de réfraction complexe, k est adimensionnelle. En utilisant la relation de Planck Einstein on obtient alors une relation direct entre le coefficient d'absorption et l'énergie des photons qui traverse la matière:

$\alpha (E)={\frac {4\pi \cdot k\cdot E}{h\cdot c}}$

$\alpha$ est le coefficient d'absorption (en m⁻¹ ou en cm⁻¹).
$k$ est le coefficient d'extinction linéique, il exprime l'atténuation de l'énergie du rayonnement électromagnétique à travers le milieu.
$E$ est l'énergie du photon (en Joule) ;
$h$ est la constante de Planck dont une valeur approchée est : h ≈ 6,626 069 57 × 10⁻³⁴ J s;

C'est cette caractéristique qu'exploite le scanner spectral. En faisant l'acquisition d'images du même objet à différentes énergies, le scanner spectral est non seulement capable de reconstituer la structure anatomique de l'objet à imager mais également de remonter à la composition. En effet, chaque matériaux présente une variation de son coefficient d'absorption en fonction de l'énergie qui lui est envoyé, ainsi deux matériaux avec un coefficient d'absorption linéique proche à un niveau d'énergie, peuvent être totalement différents à au autre niveau d'énergie.

Avantages modifier

Utilisation du spectre des tubes X modifier

Un inconvénient pour le scanner conventionnel qui devient un avantage pour le scanner spectral est le spectre relativement étalé du tube X. En tomodensitométrie conventionnelle, la solution que l'on met en oeuvre pour filtrer la partie non utile du spectre réduit le rendement du système de production de rayons X. Mais en scanner spectral (pour certaines solutions uniquement), on va utiliser une plus grande partie du spectre car nous avons besoin d'au moins deux niveaux d'énergie pour réaliser le cliché.

Tube X : Spectre d'émission d'un tube à rayons X

Identification de la composition modifier

Contrairement au scanner conventionnel pour lequel une image est acquise autour d'un niveau d'énergie, le scanner spectral utilise plusieurs niveaux d'énergies afin de déterminer plus finement les différents constituants en se basant sur la dépendance du coefficient d'absorption en fonction de l'énergie.

Inconvénients modifier

Utilisation de produits de contraste modifier

Le scanner spectral comme le scanner X est un examen quasiment anodin. En effet, il existe quelques cas de contre-indication chez certain patient. Ci-dessous une liste non-exhaustive des cas de contre-indication :

Patients souffrant d'insuffisance rénale,
Diabétiques utilisant des médicaments comme la metformine,
Patients ayant une allergie à un ou plusieurs produits de contrastes,
Les femmes enceintes et/ou allaitant,
Patients non-coopératifs ou anxieux (jeunes enfant, claustrophobe, etc…)

Irradiation modifier

Comme tout type d’imagerie médicale utilisant les rayons X, il y a le phénomène d’irradiation du patient qui est incontournable. Il faut limiter la dose d’irradiation (en sievert Sv) que le patient reçoit. Pour cela, le médecin se chargeant de faire passer l’examen doit configurer l’appareil (scanner X, scanner spectral, radio X…) pour limiter la dose envoyer à la dose nécessaire. Un tube à rayon X n’émettant jamais à un seul niveau d’énergie (en électron-volt), le patient reçoit alors un spectre plus ou moins étalé dont certains niveaux énergétique (en particulier les niveaux de très basses énergies) vont être entièrement absorbés par le corps et donc inutile pour l’examen car inexistant au niveau du détecteur. Dans ce cas la, on utilise un filtre évitant cette exposition aux très basses énergies. Le principal risque de l’irradiation est celui de développer un cancer. Lors du calcul de la dose, il faut donc faire un compromis entre le contraste de l’image (plus la dose est élevée, plus l’image sera net et contrasté) et le risque d’irradiation (plus la dose est élevée, plus le risque est élevé).

Les risques d’irradiations ne sont pas uniquement pour le patient. En effet, le médecin pratiquant l'examen est lui aussi exposé à ces rayons X. Il y a donc un suivie du personnel qui est soumis à cette exposition, ainsi qu’une protection pour celui-ci dans la salle d’examen.

Il y a également des risques de brûlure (radiome) dues aux niveaux d’énergie utilisés.

Technologies modifier

Il existe un grand nombre de technologie permettant de réaliser un scanner spectral. Elles sont pour la plus part encore en cours de développement ou bien très récemment misent en fonctionnement dans les centres d'imagerie médicale. Les technologies peuvent être classé en deux grandes familles de solutions : Les solutions mettant en œuvre des sources spécifiques et les solutions jouant sur les types détecteurs.

Stratégies basées sur la source modifier

L’utilisation de sources à double énergie permet de fournir des images de meilleure résolution qu’avec une source à rayons X ne fonctionnant que sur un seul niveau d’énergie. Le DSCT est particulièrement adapté aux acquisitions d’images cardiaques qui demandent une grande vitesse de prises de vues.

Dual Source modifier

Dual Source DSCT

L’utilisation de deux sources indépendantes, généralement déphasées spacialement de 90°, est une première méthode employée en DSCT. L’utilisation de deux sources à rayons X ne veut pas dire que la dose de rayons délivrés au patient sera plus importante. En effet, cette technique permet de réduire par deux le temps d’exposition du patient. La dose reçu par le patient est similaire voire inférieure à un scanner CT classique. Les progrès en termes d’algorithme de reconstruction intégrées sur les scanners CT à deux énergies participent grandement dans la réduction du temps d’exposition.

Dual Energy modifier

Dual Energy : Absorption en fonction de l'énergie et du matériau utilisé

Il est aussi possible de réaliser l’acquisition des images sur deux niveaux d’énergie distincts avec une seule source. La méthode d’imagerie classique se base sur l’étude des densités des matériaux traversés par les rayons X par voxel. La densité mesurée peut aussi être influencée par le spectre de rayons X. Ceci est due à la courbe d’absorption propre à chaque matériau qui n’est pas constante selon l’énergie reçue. Chaque matériau dispose de sa propre courbe d’absorption. Par différence entre les deux acquisitions, il est possible de déterminer beaucoup plus précisément quel type de matériau a été traversé. L'information en niveau de gris ajouté par la deuxième source permet de réaliser des images couleurs.

Kv-switching modifier

Le kV switching est un méthode d’acquisition d’images issue du dual énergie CT. Deux stratégies d’acquisitions appelées fast et low kV switching peuvent être utilisées.

Dans le cadre du low kV switching, deux scanners CT classiques sont réalisés l’un à la suite de l’autre. Pour avoir des images nettes, il faut que le patient et ses organes observés soient restés le plus immobile possible. Différentes techniques d’acquisition sont utilisées :

acquisition partielle du patient (180°) dans une énergie puis acquisition partielle à 180° dans un autre niveau d’énergie
deux acquisitions spirales successives à deux niveaux d’énergie

Le fast kV switching repose sur la transition des niveaux d’énergie lors de l’acquisition CT. C’est une technique moins sensible aux mouvements du patient.

Stratégies basées sur les détecteurs modifier

Dual layer detector modifier

Ce type de détecteur comprend deux couches de cristaux scintillateurs. Il est ainsi possible de séparer des rayons de niveau d’énergie différents. Les rayons X ayant une énergie plus faible sont piégés dans la première couche du scintillateur alors que les rayons de plus forte énergie continuent leur route. Associée à chaque couche se trouve un réseau de photodiodes permettant l’acquisition du signal lumineux émis dans le scintillateur.

Dual layer detector : Détecteur "sandwich" utiliser dans la solution Dual layer detector

K-edge filtering modifier

Le K-edge est un niveau d'énergie qui est inhérent à la couche K d'un atome. Il est caractérisé par une brusque variation du taux d’absorption pour des photons ayant une énergie juste en dessous de celle présente en couche K de l'atome. Cette variation est due à l'effet photoélectrique. Elle se caractérise par l'éjection d'un électron si l'énergie du photon incident est suffisante pour que ce même photon puisse être absorbé.

Le principe général du K-edge consiste à détecter des variations de niveau d'énergie au niveau du spectre reçu. Ces variations du taux d'absorption sont différentes selon les atomes étudiés. Une étude du spectre reçu en fonction du niveau d'énergie utilisé sur la source permet de déterminer la composition exacte du corps présent entre la source et le détecteur.

Essais et développements en cours modifier

Détecteurs utilisés modifier

Le détecteur Medipix est un détecteur développé en collaboration internationale sur le site du CERN. Il fait partie de la famille des détecteurs à comptage de photons. Il est spécialement conçu pour réaliser de l'imagerie médicale. Depuis 1997, plusieurs générations de ce détecteur ont été développées : MEDIPIX1, MEDIPIX2, MEDIPIX3 et TIMEPIX qui constitue la dernière génération de ce détecteur.

Le développement des détecteurs à pixels hybrides XPAD a été commencé au CPPM/IN2P3 (Centre de Physique des Particules de Marseille). Le développement et la commercialisation de caméras utilisant ces détecteurs est aujourd'hui assuré par la start-up imXPAD.

Medipix2

Scanners spectraux modifier

Quelques exemples de scanners spectraux en développement ou en essais cliniques :

Philips Vereos digital PET/CT

Scanner spectral au CERMEP, Lyon, FRANCE

micro-CT PIXSCAN II

Applications modifier

Densitométrie osseuse modifier

Dans le cadre de certaines maladies comme l'ostéoporose, il peut être nécessaire de pouvoir mesurer la densité minérale osseuse (DMO) qui caractérise la quantité de calcium dans un volume donné de matière osseuse. Ainsi il devient possible d'évaluer le risque de fracture d'un os, mais aussi d'affirmer ou infirmer le bon fonctionnement d'un traitement médicamenteux qui pourrait venir stimuler la maturation des ostéoclastes par exemple pour les personnes atteintent d'ostéoporose.

Notes et références modifier

(en) Michael Clark, "Spectral CT: Image processing and revised Hounsfield units", University of Canterbury, 2009

(en) Michael Anthony Hurrell, Anthony Philip Howard Butler, Nicholas James Cook, Philip Howard Butler, J. Paul Ronaldson, Rafidah Zainon, "Spectral Hounsfield units: a new radiological concept", New Zealand, 2011

(en) "Techniques to Acquire Spectral CT Data", SPIE, https://spie.org/samples/PM226.pdf

(en) Polad M Shikhaliev, Shannon G Fritz, "Photon counting spectral CT versus conventional CT:comparative evaluation for breast imaging application", Imaging Physics Laboratory, Department of Physics and Astronomy, Louisiana State University, March 2011

(en) DSCT.com, Dual Source CT community, http://www.dsct.com

(en) Leesha Lentz, "A Different Energy — CT Manufacturers Develop Different Approaches to Spectral Scanning", Radiology Today Magazine, March 2014

(en) A Vlassenbrock, "Dual layer CT", Philips Healthcare, 2011

Articles connexes modifier

Autres méthodes d'imageries médicales modifier

Scanner à rayon X,
Imagerie par résonance magnétique (IRM),
Échographie,
Tomographie par émission de positons (TEP),
Tomographie d'émission monophotonique (TEMP),
Imagerie spectroscopique proche infrarouge (NIRSI),

Technologie modifier

Absorption edge,
K-edge,

Autre modifier

Imagerie médicale,

Utilisateur:Wikimavi2014/Scanner spectral

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