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1- LECTURE DIFFÉRÉE 1.1Couple écran film Le couple film-écran reste aujourd'hui

1- LECTURE DIFFÉRÉE 1.1Couple écran film Le couple film-écran reste aujourd'hui le capteur le plus employé en radiologie conventionnelle et la panoplie de sensibilité et de rapidité disponibles, tant du côté des écrans luminescents que du côté des émulsions photographiques lui permet de s'adapter aux différentes modalités. Bien qu'étant le résultat de nombreuses années de mise au point, le film radiologique bénéficie encore de perfectionnements récents. La réalisation de couches opaques entre les deux faces de l'émulsion permet de limiter la diffusion de la lumière issue des écrans scintillateurs du coté opposé et par là-même, d'améliorer encore la résolution spatiale, tout en conservant un pouvoir d'arrêt élevé (exemple INSIGHT de KODAK). 1.2 Détecteurs utilisant le sélénium Introduite par Xérox, la technique xérographique a été utilisée en radiologie depuis de nombreuses années et utilise dans son principe une modification de l’état de charges surfaciques d’un détecteur qui était initialement révélée par toner. Contrairement aux écrans luminescents (intensificateurs pour films, convertisseur dans l’amplificateur de brillance, écrans à mémoire) qui convertissent les photons X en lumière, le détecteur est un photoconducteur non cristallin, le sélénium amorphe, dans lequel l'énergie des photons X est directement convertie en charges électriques. Une couche de sélénium amorphe d'environ 500 km, sur un support aluminium, absorbe environ 60 % des photons d'un spectre à 120 kV. Dans une phase préalable à l'exposition, une densité homogène de charges est déposée en surface de la couche, par effet corona. La couche de sélénium est ensuite exposée à l'image radiante comme une cassette classique. Durant l'exposition, la décharge est localement proportionnelle à la quantité de photons incidents. Dans le système THORAVISION de PHILIPS la couche de sélénium est appliquée sur un tambour en aluminium de 50 cm de diamètre et l'image de charges est lue par un nouveau procédé : une série de sondes de type microélectromètres mesure le potentiel de surface par couplage capacitif. Le signal électrique créé par influence est amplifié, numérisé et permet de construire une image numérique point par point. Cette géométrie a été choisie pour faciliter une lecture rapide de la plaque, soit environ 15 s. Le système commercialisé, proposé pour la radiographie thoracique, permet de réaliser une image 43 x 49 cm, en 2166 x 2448 pixels de 200 km. L'image est numérisée sur 14 bits. Les courbes caractéristiques montrent une dynamique supérieure à 103$ avec un seuil de sensibilité de quelques dizaines de nGy, soit un facteur environ 100 en dessous du film-écran et voisin du système utilisant les écrans à mémoire. Grâce à la conversion directe et au système de lecture bas bruit, l’efficacité quantique de détection est supérieure aux systèmes concurrents. La résolution spatiale limite atteint 2,7 pl/mm (fréquence de Nyquist liée à l'échantillonnage spatial de lecture), ce qui est moins favorable que les systèmes à écrans à mémoire haute résolution. 1.3 Les écrans radioluminescents à mémoire Dans l’écran luminescent à mémoire qui se présente sous la même forme qu'un écran standard, l'écran est balayé point par point par un faisceau laser après l’exposition et l'information de l'image radiante est restituée, sous forme d'une émission lumineuse point par point successivement. De fait, la luminescence qui est en général provoquée par une desexcitation du matériau ayant absorbé un photon X, est bloquée, les électrons issus de cette excitation sont momentanément piégés dans un niveau électroniquement métastable et le retour à l’équilibre du matériau fluorescent n’est possible que moyennant un apport d’énergie complémentaire délivrée par un laser. Lors donc de la lecture qui se fait point par point, la matière fluorescente (BaFBr :Eu,Tb) libère son information localement. Toutefois la lecture n’est jamais totale et une séquence complémentaire de desexcitation est indispensable avant réutilisation. Ces procédés ne permettant pas de réaliser des explorations fonctionnelles, ne peuvent pas être considérés comme concurrents de l’Intensificateur d’Image Radiologique. Lancés par FUJI à partir de 1982 et proposés aujourd'hui par plusieurs grands fabricants, ces systèmes à base d’écrans radioluminescents à mémoire sont aujourd’hui assez répandus dans les salles de radiographie. Les progrès de ce type de matériel ont été orientés ces dernières années vers la diminution de l’encombrement des lecteurs, des temps de traitement (40 à 60 s), et vers l’augmentation de la fiabilité. La comparaison de cette technique avec la technique traditionnelle couple écran-film montre des performances comparables en termes de qualité d’image (EQD environ 25%, résolution spatiale 3 à 5 pl/mm). Cependant, le détecteur est plus sensible et présente une plage de linéarité bien supérieure à celle du couple écran-film. Ce gain permet une plage élargie des conditions d’irradiation, et une grande flexibilité d’emploi, en particulier, il permet la réalisation de clichés à très faible dose. 2.LES DETECTEURS LINEAIRES A LECTURE DIRECTE Le développement de détecteurs linéaires en radiologie a été introduit par la tomodensitométrie (scanners X). Issus de ces développements, des détecteurs linéaires (multi-chambres à gaz Xénon sous pression ou barrettes de scintillateurs-photodiodes) dédiés à certaines applications de radiologie conventionnelle, en particulier pour la radiographie thoracique, ont été proposés. L'image est alors obtenue par déplacement relatif de l'ensemble tube-détecteur et du patient. Le principal avantage de l'utilisation d'un détecteur linéaire réside dans la réduction importante du rayonnement diffusé. Cette réduction permet d'obtenir, à dose données, des images plus contrastées (par rapport à l'utilisation d'un détecteur-plan associé à une grille antidiffusante). Ainsi, cette diminution très notable et naturelle du rayonnement diffusé rend attractive l'utilisation de ces détecteurs pour la mise en œuvre des techniques d'imagerie en double énergie. Par contre, la technique linéaire utilisant une faible partie du champ couvert par le rayonnement X d'un tube nécessite des temps d'acquisition long pour l'image et/ou le recours à des tubes de hautes performances, forcément coûteux. Finalement, les acquisitions restent longues, de l'ordre de quelques secondes à quelques dizaines de secondes (Fischer propose une barrette de 22 cm). Ces limitations conduisent les fabricants à mettre au point des extensions multilinéaires de ce principe (quelques lignes à 10 lignes suivant la technologie) permettant une meilleure utilisation du tube à rayons X et la réduction des temps de pose. De tels systèmes sont proposés en particulier pour les applications panoramique dentaire et mammographie. Le principe d'acquisition de l'image ne permet évidemment pas d'accéder à la scopie et à l'analyse dynamique. 2.1l'intensificateur d’image radiologique(IIR) Du fait du développement et du succès des systèmes d'angiographie numérique, depuis 15 ans, grâce à l'Intensificateur d'Image Radiologique, communément appelé amplificateur de brillance, ce dernier apparaît aujourd'hui comme le véritable standard de la radiologie numérique conventionnelle, même si les applications en radiologie générale sont plus récentes. La détection s'effectue par une couche d'écran luminescent ( CsI:Tl ) dit primaire déposé à l'intérieur du tube à vide (par pulvérisation). Cette couche a une structure filiforme ce qui permet de conserver une bonne résolution sous des épaisseurs de quelques centaines de microns. Une photocathode est ensuite déposée sur ce scintillateur. Les électrons porteurs de l'information sont ensuite accélérés et multipliés par un champ électrique. Ils viennent alors former une image lumineuse sur un deuxième écran luminescent de taille réduite situé en sortie du tube à vide : l'intérêt d'un tel système réside dans cette amplification de l'information qui se fait sans rajouter de bruit car elle se fait sous forme d'énergie cinétique des électrons primaires. L'image lumineuse est reprise par une caméra de type bas niveau de lumière soit de technologie tube télévision, soit de plus en plus par une caméra de type CCD (typiquement 1000x1000 pixels - dimension maximale pour conserver la cadence vidéo de 25 images/s dans de bonnes conditions). Malgré son EQD élevée (60 à 70 %), sa très bonne sensibilité (nGy) et les progrès encore réalisés ces dernières années, l’IIR présente des inconvénients et des limitations bien connus: un champ image limité par la taille maximale des tubes (typiquement 40 cm), une résolution spatiale modeste, des distorsions d’image, des contrastes affaiblis par des phénomènes d’éblouissement dans le tube, un encombrement et une masse importante limitant son utilisation. En matière de technologie des IIR, les progrès portent principalement sur l’amélioration des écrans primaire et secondaire : - réduire la diffusion latérale de la lumière dans l'écran primaire grâce à une disposition des cristaux phosphorescents sous forme d'aiguilles et non de grains ; - diminuer la taille des grains de luminophore dans l'écran secondaire et améliorer leur densité spatiale, de façon à réduire l'épaisseur tout en augmentant la résolution ; - diminuer le halo (réflexion des photons lumineux ä la jonction avec le verre optique de base) grâce à des procédés favorisant l'absorption périphérique de la lumière. En outre, son encombrement et sa masse importante dans le cas de grand champ peuvent poser des problèmes dans les salles d’examen, en particulier dans les salles chirurgicales, et la sensibilité aux champs magnétiques qui perturbent la correspondance entre point d'entrée et point de sortie de l'image, est particulièrement gênant dans le cas d'examen où l'IIR effectue un mouvement autour du patient. LES DETECTEURS PLANS MATRICIELS « Flat Panel Detectors » L'objectif quasi universel des constructeurs de systèmes d’imagerie pour la radiologie médicale est aujourd'hui orienté vers la réalisation de uploads/Litterature/ 1-lecture-differee-1-1couple-ecran-film-1-2-detecteurs-utilisant-le-selenium.pdf