Capteurs numériques grands champs
en radiologie conventionnelle
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Université de Technologie de Compiègne DESS "Technologies
Biomédicales Hospitalières" Réference à rappeler :
Capteurs numériques grands champs en radiologie conventionnelle, A.SUPIOT -
C.VEDOVINI , Projet DESS "TBH", |
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Addresse directe: http://www.utc.fr/~farges/dess_tbh/01_02/UV/Cp/Cp.html |
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RESUME Jusqu’à maintenant, tous les efforts produits pour intégrer la radiologie conventionnelle à l’environnement numérique n’ont pas été très satisfaisants. La numérisation a actuellement été possible grâce à trois techniques : la fluorographie numérisée, les détecteurs au sélénium et les écrans radioluminescents à mémoire. Une nouvelle technologie est entrée sur le marché offrant une nouvelle manière de capturer les rayons X : « les capteurs plans grands champs » constitué d’une matrice de pixels active qui convertit les rayons X en charges électrique. A chaque pixel, la charge électrique est lue et convertie en données numériques. On distingue deux méthodes de conversion des rayons X : « la conversion directe » et la « conversion indirecte ». Avant de vanter les capteurs plans, il est important : de déterminer si le système obtient une image de qualité au moins équivalente à celle de la radiologie conventionnelle ou des autres systèmes de numérisation ; d’évaluer l’impact médical en terme de productivité et de réduction de dose reçue par la patient ; et d’estimer les implications organisationnelles et futures. Les capteurs plans constituent un enjeu majeur au sein des services d’imagerie déjà numérisés (scanner, IRM, angiographie etc.), la radiologie représentant une étape importante vers l’hôpital numérique. Mots clés : Radiologie
numérique, Biomédical, Capteurs plans |
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ABSTRACT Until now, all efforts to integrate conventional radiography into the
digital environment has been less than satisfactory. They have included the
use of film digitisers, storage phosphor-based computed radiography systems
and the digital conversion of image intensifier video outputs. A new technology has entered the medical imaging market offering a new
standard for X-ray image capture :”large area flat panel detectors” made of a
large area active matrix of pixels which converts X-ray into an electric
charge. The electric charge at each pixel is then readout by low noise
electronics and converted into digital data. Two distinct systems are
currently available for flat panel detectors: “direct conversion ” and
“ indirect conversion”. Before praising flat panel detectors, it is important : to determine if the system provides equivalent or superior image
quality to screen-film and computed radiography systems ; to evaluate its medical impact in terms of productivity and dose
reduction for the patient ; and to estimate some organizational and future implications. Flat panel detector will close the gap between digital systems already
in use (CT, MR, Angio, etc.) and radiography and thus represents one more
important step towards the fully digital hospital. Keywords : Digital radiology, Biomedical, Flat panel detector |
REMERCIEMENTS
Nous adressons nos plus vifs remerciements au Pr. Georges Chevallier, Directeur du DESS « TBH », pour nous avoir soutenu et conseillé tout au long de notre projet.
Nous souhaitons remercier Pr. Elisabeth Schouman-Claeys, Chef du service d’imagerie du Groupe Hospitalier Bichat-Claude Bernard, pour sa disponibilité et son accueil au sein de son service.
Nous tenons également à remercier M. Maurice Page, Ingénieur Biomédical du Département de Haute Savoie, pour ses renseignements avisés.Enfin, nous sommes très reconnaissants envers tous les fabricants qui ont accepté de nous recevoir et de nous renseigner lors des « Journées Françaises de Radiologie 2001 ».
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1.2.Caractérisation des performances des systèmes de numérisation
1.2.2.Valeur ajoutée technique des capteurs plans
1.2.3.Bénéfices attendus de la numérisation
2.1.1.Domaines d’application des sytèmes numériques
2.1.2.Domaines potentiels d’application clinique des capteurs plans
2.2.Bénéfices potentiels pour le patient
2.2.2.Meilleur confort du patient
3.1.Tarification de la Caisse Nationale d’Assurance Maladie (CNAM)
3.2.Analyse économique d’une salle d’imagerie statique
3.2.1.Coûts d’investissement de l’équipement principal et de l’équipement annexe
3.3.Impact sur la productivité
3.3.1.Accès quasi instantané à l’image
3.3.2.Suppression des cassettes
4.Capteurs plans grands champs : faut-il investir ?
4.1.Limites à la diffusion des capteurs plans
4.1.1.Réponse technologiquement imparfaite
La numérisation de la radiologie conventionnelle
représente un enjeu majeur au sein des services de radiologie en raison des
besoins de transfert et de traitement d’image. Celle-ci est actuellement
possible grâce à trois techniques : la fluorographie numérisée (tables
numérisées permettant les examens dynamiques), les détecteurs au sélénium
(permettant les radiographies thoraciques avec un haut débit), les écrans
radioluminescents à mémoire (ERLM, permettant les radiographies thoraciques
avec un haut débit et les radiographies au lit du patient).
Cependant ces trois procédés présentent chacun
des limites techniques qui ne leur permettent pas de couvrir l’ensemble du
champ de la radiologie standard, en particulier la radiologie thoracique,
osseuse et sénologique.
Les capteurs plans constituent une nouvelle
évolution considérée comme majeure car elle est censée répondre à l’ensemble
des problèmes de la numérisation.
Concrètement il s’agit de capteurs de grande
surface (43 cm x 43 cm) qui sont installés sur les tables de radiologie
standard en lieu et place des portes-cassettes de la radiologie conventionnelle.
L’image radiologique est immédiatement numérisée et transmise à la console de
travail où elle pourra faire l’objet de traitement avant sa reproduction sur
film ou son transfert vers un réseau. Toutes les manipulations nécessaires au
développement des films conventionnels sont donc supprimées.
Les principaux intérêts de cette technique seraient, à dose d’irradiation moindre, d’obtenir une image de qualité au moins équivalente à celle de la radiologie conventionnelle, de diminuer le nombre de films argentiques et donc le volume des effluents radiographiques conformément à l'arrêté 2950.
Ce rapport traitera successivement des points suivants :
les aspects techniques des différents systèmes de numérisation en radiologie conventionnelle, le principe et l'offre industrielle des capteurs plans ;
Les capteurs plans ont pour vocation le
remplacement du couple écrans-films (imagerie statique) et dans certains cas l’ensemble
amplificateur de brillance – caméra (imagerie dynamique).
Il se pose d'abord un problème de terminologie
puisque dans la littérature anglo-saxonne on retrouve au moins huit acronymes
pour désigner ces capteurs, en France il n'y a pas d'accord sur la
terminologie. C'est pourquoi nous les définirons par leurs différentes
propriétés technologiques, qui sont les suivantes [1] :
Les capteurs plans utilisent différentes
techniques : conversion directe ou indirecte, matrices de transistors ou CCD,
variantes dans le choix des matériaux et dans l’informatique de traitement.
Chaque technique présente des avantages et des inconvénients et l’éventuelle
supériorité de l’une par rapport à l’autre n’est pas établie.
L’image obtenue immédiatement après l’exposition
est numérique (donc une matrice de points ou « pixels ») de taille variable. Le
boîtier du capteur est plus ou moins épais selon la technologie retenue (d’une
épaisseur comparable à une cassette écrans-films jusqu’à 30 cm).
Des compromis sont à faire entre la taille du
champ et la cadence d’acquisition : aujourd’hui, l’acquisition du dynamique est
limitée à des petits champs (inférieur à 23 x 23 cm).
1.1.1.1.Capteur a base de sélénium amorphe (méthode directe)
La conversion
des rayons X en charges électriques est directe dans une plaque de sélénium
amorphe de quelques centaines de microns d’épaisseur. Les charges
électriques produites sont récupérées sans autre conversion par une matrice de
transistors.
Le capteur est un support recouvert d’une couche de sélénium amorphe sur lequel on a déposé une matrice de photodiodes et de TFT (Thin Field Transistor : transistor à effet de champ en couche mince). Le pixel est défini simplement par la surface de l’électrode reliée au drain.
Déposés sur cette matrice de TFT on trouve :
Pendant l’exposition des photons x sont absorbés
par le sélénium et les charges créées sont attirées par le champ électrique ESe.
La capacité associée à l’électrode du pixel se trouve ainsi chargée. L’électrode
du pixel est reliée au drain du transistor TFT.
Le système de lecture est analogue à celui du détecteur au silicium amorphe. En envoyant un signal de commande sur les grilles des transistors d’une même ligne, on lit en parallèle toutes les charges de cette ligne. Ces charges sont stockées dans le registre à décalage horizontal et lues ensuite en série.
Les charges collectées par la matrice sont localisées très précisément sous l’effet du champ électrique appliqué perpendiculairement au plan de la plaque de sélénium, ce qui donne une très bonne résolution spatiale , limitée par la taille des pixels de la matrice TFT. Comme elles sont utilisées directement sans autre reconversion par les TFT, les pertes de signal sont limitées . Le numéro atomique du sélénium n’étant que de 34, il absorbe relativement peu les rayons X utilisés en radiologie conventionnelle pour l’épaisseur de sélénium techniquement utilisable (de l’ordre de 250 à 500 µm). Par contre cette absorption est très satisfaisante (>90 %) en mammographie, ce type de capteur serait donc très bon pour cette modalité à condition de ne pas être influencé par la présence toute proche de la patiente qui joue le rôle d’un condensateur. [4]
Le sélénium est rémanent de sorte qu’il
faut l’effacer soigneusement entre deux expositions, ce qui l’empêcherait
normalement d’être utilisable pour des examens dynamiques. Cependant, il
semblerait qu’il soit maintenant possible de l’effacer très rapidement par une
technique spéciale et d’atteindre ainsi 30 images par seconde. De plus,
l’utilisation d’une épaisseur de 1 mm de sélénium pour ces applications dynamiques
permettrait d’avoir une absorption satisfaisante des photons, au prix d’une
tension à appliquer de 10 000 Volts.
1.1.1.2.Capteur a base de silicium amorphe (méthode indirecte)
Sur un support en verre, on trouve une couche
de silicium amorphe sur laquelle on a déposé une matrice de photodiodes et de
transistors FET (Field Effect Transistor) appelés aussi TFT (Thin Film
Transistor). Superposé à la matrice on trouve un écran fluorescent d’Iodure de
Césium CsI identique à celui d’un intensificateur d’image, c’est à dire avec
une structure en aiguilles. L’Iodure de Césium est radioluminescent sous
l'action des rayons X. Il convertit les rayons X en lumière et le silicium
amorphe transforme la lumière en signal électrique.
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Chaque pixel comprend une photodiode et un transistor.
Un photon x absorbé par l’écran fluorescent fournit des photons lumineux. La photodiode chargée initialement en inverse à une tension V, est déchargée par le photocourant (et par le courant de fuite). C’est l’acquisition.
Lorsqu’on envoie une impulsion de commande sur la grille du FET, il devient conducteur. La capacité de la photodiode se recharge au potentiel initial V (l’entrée de l’amplificateur est en effet à un potentiel virtuel nul). Ce courant de recharge se retrouve intégré par l’amplificateur et la valeur de sortie est donc proportionnelle à l’exposition reçue par le pixel entre deux impulsions de commande
On voit sur le schéma suivant qu’une impulsion de commande permet de lier en parallèle toutes les charges d’une même ligne. Un multiplexeur permet de lire ces valeurs en série.
Grâce au numéro atomique élevé de l’iodure de césium (55,5), le scintillateur absorbe bien les rayons X utilisés en radiologie conventionnelle (trois fois plus que le sélénium à épaisseur identique à 70 kV). La lumière émise est convertie en charges électriques par les photodiodes.
Ce détecteur n’étant pas rémanent, on peut
envisager de l’utiliser en mode de radiographie dynamique. Mais la lecture d’une
matrice de 2K x 2K en mode statique demande déjà au minimum 200 ms. Comme il
est nécessaire de lire au moins une image du bruit de fond entre les
acquisitions, une utilisation en dynamique n’est possible que par une
diminution du nombre de pixels (avec des pixels plus grands ou une réduction de
la surface du détecteur). Ce qui explique le développement de détecteurs
différents suivant les applications. Une lecture très rapide des TFT entraîne
un échauffement important du détecteur qui doit être refroidi, parfois avec l’eau.
1.1.1.3.Capteurs à base de CCD (méthode indirecte)
Le capteur utilisant un CCD est composé :
Un capteur CCD (Charge
Coupled Device ou Dispositif à Transfert de Charges en français) est une
surface photosensible. Le matériel de base de la surface photosensible est le
silicium, qui est dopé de manière à acquérir des propriétés photoélectriques,
c'est-à-dire qu'un photon incident est susceptible d'y produire une charge
électrique (un électron). La surface du capteur CCD est constituée d'un réseau
de pixels.
Les CCD sont de bons capteurs de lumière émise
par les scintillateurs mais leurs dimensions sont beaucoup plus petites que
celles du champ observé. Il est impossible dans ces conditions de les placer au
contact du scintillateur. Le défi est alors de transmettre le plus de lumière
émise possible au CCD en gardant l’image focalisée sur lui. Ce qui peut être
fait soit par un jeu de lentilles et miroirs, soit par un guide de lumière
conique. [5]
1.1.1.3.1.Guide de lumière conique
Etant collé au scintillateur, un guide de
lumière est capable de récupérer une fraction importante de la lumière émise
(pratiquement la moitié). Mais la transmission se fait avec une perte
importante dans le cône. Elle n’est pas uniforme en tout point du champ et la perte
est d’autant plus importante que chaque CCD voit un champ image plus large. Il
peut y avoir également une légère déformation de l’image due à la fabrication
du cône, ce qui implique une correction supplémentaire de non-linéarité qui n’existe
pas avec les TFT. Pour éviter de trop réduire l’image, les fabricants utilisent
plusieurs guides de lumière pour couvrir la surface utile ce qui pose le
problème de leur collage. Le collage peut créer des bandes inactives dans le
plan de détection de l’ordre de 50 à 100 µm acceptables en radiologie
conventionnelle, mais trop importantes en mammographie. Les CCD doivent être
refroidis. Ils le sont habituellement par effet Peltier [1] . Cela rend l’ensemble
capteur relativement volumineux et lourd à manier.
1.1.1.3.2.Jeu de lentilles optiques
Pour éviter les difficultés techniques liées
aux guides de lumière, il est possible de transmettre l’image du scintillateur
à un ou plusieurs CCD par le biais de lentilles. Pour diminuer l’encombrement
du dispositif et sortir les CCD du champ de rayonnement, il est possible d’y
adjoindre un miroir. Pour récupérer un signal plus important, il est également
possible d’utiliser plusieurs CCD, ce qui pose le problème de leur
refroidissement et de la jonction de leurs champs de vision respectifs. Comme c’est
le dispositif techniquement le plus simple mais qui n’utilise qu’une petite
partie de la lumière émise, il n’est pas étonnant de voir plusieurs petites
sociétés développer et commercialiser ce type de capteur. Ce dispositif permet d’envoyer
une fraction du signal sur un capteur type photomultiplicateur qui servira pour
le contrôle automatique de l’exposition. Ce qui n’est pas possible avec les
autres capteurs.
Beaucoup de capteurs plans sont dorénavant sur le marché. On pourrait penser qu’ils sont équivalents et interchangeables à cause de leur ressemblance en taille et apparence. Cependant d’importantes différences existent en fonction de la manière de capter les rayons X et en terme de qualité d’image. Nous allons les distinguer selon les trois technologies présentées précédemment. Mais rappelons que notre étude porte sur les capteurs grands champs.
D’autres fabricants développent des capteurs
plans, citons-les à titre indicatif.
Varian
fournit aux industriels un capteur 40 x30 cm permettant d’acquérir des images
en temps réel (30 par secondes).
Lorad
propose un système de mammographie numérique consistant en une couche de
scintillateurs (CsI) couplée par des fibres optiques à 12 caméras CCD (10242
, 12 bits). Il couvre un champ de 20 x 16 cm avec une résolution de 40 µm.
Trex
propose un statif pulmonaire composé d’un capteur 40 x 40 cm, matrice 20002
x 16 bits à capteur CCD et annonce l’intégration du capteur Trixell dans
un statif à usage général.
Fischer utilise pour la mammographie une barrette de capteurs CCD qui balaye
un champ de 22x30 cm et propose de plus le capteur Sterling intégré dans une
table de traumatologie.
DpiX
a choisi la technologie de la conversion indirecte (scintillateur au gadolinium
et silicium amorphe). Son capteur (Flash Scan 30) dispose d’un champ de 29,3 x
40 cm avec une résolution de 127 µm. DpiX commercialise ses capteurs aux
équipements et développe un capteur de meilleure résolution (97 µm).
Toshiba possède un capteur plan avec transformation directe des signaux pour
la détection images dynamiques (maxi 30images/sec).
Sa surface est pour l'instant de petite taille ;
23cm x23 cm.0 [6]
Cares Built
Cares Built développe son capteur (Clarity 7000)
de 43 x 42 cm, avec une matrice de 7000 x 7000, un codage sur 12 bits et une
résolution de 7pl/mm. La firme a reçut l'agrément FDA en 2001. Ce dispositif a
été conçu pour s'adapter sur tous les bucky en lieu et place de la cassette. Un
essai avec ce capteur monté "add-on" sur une table BACCARA (DMS
APELEM) est en cours à "St Louis Children's Hôpital ". [T][U]
1.1.2.1.Capteur a base de sélénium amorphe (méthode directe)
Hologic
Hologic poursuit la commercialisation des
capteurs plans grands champs (35x43 cm) matriciels (2560x3072 pixels) au
sélénium de sa filiale Direct Radiology Corp.
Hologic propose son capteur dans 3 configurations
différentes :
De 30 à 40 ensembles auraient été vendus pour un
prix allant de 300 à 450 000 Euros suivant les configurations.
Kodak et Fischer distribuent également le même capteur et ils possèdent les mêmes équipements :
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1.1.2.2.Capteur a base de silicium amorphe (méthode indirecte)
Trixell
Trixell est une joint-venture créée au début de l’année 1997 par Thomson (51%), Siemens (24,5%) et Philips (24,5%). Le consortium a fait le choix de la technologie combinant silicium amorphe (aSi) et scintillateur à l’iodure de césium (CsI). Le capteur Pixium 4600 (fabriqué à Moirans en France) mesure 533x488x45 mm, pèse 20 kg et est composé de quatre dalles juxtaposées sur un champ de 43 x 43 cm. La résolution annoncée est de 3,5 pl/mm. Le cycle complet entre deux acquisitions est de 5 secondes.[A]
Ce capteur est déjà intégré :
Un capteur pour les applications dynamiques (Pixium 4700) est en cours de développement mais la commercialisation n’est pas envisagée pour le moment.
Thomson pourra commercialiser ce capteur à tous les industriels désireux de l’intégrer dans leurs équipements radiologiques (par exemple Trex, ATS).
EG & G
Un accord d’exclusivité a été passé entre General Electric Medical Systems (GEMS) et la société EG & G pour la production des capteurs plans. Le choix technique est celui du scintillateur à l’iodure de césium associé à une matrice de silicium amorphe (dalle d’un seul tenant). La résolution est de 200 µm sur le grand champ (41 x 41 cm) et de 100 µ sur le capteur dédié à la mammographie (19 x 23 cm), avec une dynamique de 14 bits.Le capteur statique Revolution est monté soit sur un statif pulmonaire (Revolution XQ/i), soit sur une table à panneau flottant et hauteur variable (Revolution XR/d).[B]GEMS commercialise une version dynamique du capteur plan, dans une version de 20 x 20 cm avec des pixels de 200 µm. De façon à permettre la dynamique, le temps de lecture des données a été réduit par un facteur 8. Un de ces systèmes est installé en France. [B]
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Canon
Canon fabrique deux capteurs grands champs
(43 x 43 cm) dénommés CDXI-11 et CDXI-22 composés d’un scintillateur au
Gadolinium et d’une matrice au silicium amorphe LANMIT (Large Area New MIS
sensor and TFT) de 2688 2 pixels (taille du pixel = 160 µm), codé
sur 12 bits. Le CDXI-22 diffère du CDXI-11 de par sa grille escamotable.
Le capteur est intégré :
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Agfa développe sa gamme de produit
grâce au rachat en 1999 de la société Sterling Diagnostic Imaging.
Il commercialise le système numérique Canon
CDXI-11 dans un statif pulmonaire : DR-Thorax.[I]
Trophy a intégré dans sa gamme le statif pulmonaire avec le CDXI-11 et a introduit dans sa table télécommandée le CDXI-22.[J]
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1.1.2.3.Capteur a base de CCD (méthode indirecte)
DMS-Apelem
Le capteur plan Paladio de 43 cm x 43 cm est composé de quatre caméras CCD couplées à un scintillateur CsI. La réduction optique augmente l’épaisseur du capteur d’environ 30 cm. Le même capteur permet d’acquérir des images statiques (en matrice 4000x4000 pixels) et des images dynamiques (en matrice 1000x1000) pour les examens désignés ci-dessous :
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Le capteur Paladio existe également en petit champ pour d’autres examens cités à titre indicatif :
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Chaque composant est interchangeable,
cette caractéristique permettra au capteur l’évolution technique des composants
(cartes électroniques, caméras CCD, écran scintillateur…). De plus, tous les
composants sensibles (cartes électroniques, caméras CCD) ne se trouvent pas
directement dans le flux du rayonnement X : les CCD sont couplées à des
optiques coudées et protégées, ainsi que l’électronique du système, par une
plaque de plomb afin d’éviter au capteur un vieillissement prématuré. [K]
SwissRay
SwissRay commercialise depuis plus de 3 ans
ses capteurs pour la traumatologie (thorax, os, abdomen) Add-on-Multisystem. Le
système consiste en une juxtaposition de 4 caméras CCD reliées au scintillateur
par des fibres optiques (réduction optique car la surface des CCD est quatre
fois plus petite que le champ couvert). Les quatre images se recouvrant, un
traitement d’image est nécessaire pour le recalage et la création de l’image 36
x 43 cm. L’image est acquise en 20 secondes (donc pas d’imagerie dynamique). L’ergonomie
de l’arceau permet d’explorer des patients debout, assis ou couchés. La
résolution annoncée est de 3 pl/mm.
Ce capteur est utilisé sur tous les statifs de
la marque :
Les dimensions de tous les
capteurs devraient être augmentés à 43 x 43 cm (36 x 43 cm) aujourd’hui pour éviter
d’avoir à tourner le capteur suivant les besoins. [L]
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AidXRay
Le détecteur plan fabriqué par AidXRay (IMIX) est constitué d'un scintillateur de 40 x 40 cm dont le champ est vu par un seul CCD via un miroir. Le capteur est localisé en dehors du champ de rayonnement pour empêcher des dommages du capteur à long terme.
Imaging Dynamics
Créée en 1995 à Calgary, la firme canadienne
Imaging Dynamics a commencé le développement du détecteur Xplorer 1700 dans le
milieu de l’année 1997.
Un détecteur de 17 x 17 pouces basé sur le
principe de caméra CCD, et qui doit vendre au alentours de 100 000 $US
(logiciel compris). Le système de Imaging Dynamics s’adapte aux tables télécommandées
existantes et ne nécessite pas de changement de générateur.
Le système produit des images au format DICOM
avec une échelle dynamique de 12 bits soit 4096 niveaux de gris et une
résolution spatiale de 108 µm.
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Cette firme développe aussi son propre statif
pulmonaire qui intègre le détecteur plan Xplorer 1700. Monté sur une colonne il
pivote dans tous les sens.
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1.1.2.4.Quelques développements en cours
Hologic
Hologic travaille sur une adaptation de son
capteur DR pour effectuer des acquisitions dynamiques. Une technique de
contre-masquage permettrait d’atteindre une cadence de 20 images / seconde sans
effet de rémanence. [5]
Toshiba
Actuellement Toshiba est en cours de
développement d'un capteur (méthode directe) pour de l'imagerie dynamique. Ces
caractéristiques seraient :
De nombreux produits ont obtenu l’autorisation FDA par la procédure 510k qui consiste à faire preuve de l’équivalence aux systèmes existants. Les tests cliniques fournis à la FDA ont donc prouvé qu’à dose et paramètres identiques, la qualité était au moins aussi bonne que le couple écran-film. C’est le cas de [O] :
Swissray avec son produit DDR Multi system – statif à
arceau (début 1998) ;
GEMS avec XQ/i pour des applications thoraciques
(novembre 1998) ;
Philips avec sa table d’os Digital Diagnost (intégrant
le Pixium 4600 de Trixell) pour des applications osseuses (novembre 1998) ;
Canon avec CDXI-11 et CDXI-22 (octobre 1999) ;
Trex avec son produit 4000M pour des applications
thoraciques (1998) ;
Imaging Dynamics a reçu l'autorisation de mise sur le
marché de son capteur (juin 2000) ;
AidWRay avec son statif pulmonaire digital IMIX (mars
1998).
1.2.Caractérisation des performances des systèmes de numérisation
Un capteur est caractérisé en fonction des paramètres suivants [7] :
La Fonction de Transfert de Modulation (FTM) est une courbe qui relie la variation de
contraste de l’image à la fréquence spatiale de l’objet (définie par un nombre
de paires de lignes par millimètres) . Elle rend compte des possibilités de
visualiser un contraste donné de l’image. Dans une chaîne où interviennent
plusieurs éléments de transformation de l’information, la FTM de l’ensemble est
le produit des divers fonctions de transfert. C’est donc l’élément ayant la
plus mauvaise fonction qui a le rôle le plus important dans la dégradation de l’image.
C’est une fonction décroissante comprise entre 1
et 0 :
Des logiciels comme la technique du masque flou permettent d’augmenter artificiellement la fréquence de coupure de cette fonction. Le pouvoir de résolution est la fréquence à laquelle le contraste est de 5 ou 10 %.
La résolution spatiale correspond au plus petit détail perceptible. Elle est
déterminée par la taille du pixel qui dépend elle-même de la taille de la
matrice d’acquisition et du champ de vue. Ainsi, pour un champ de 400 x 400 mm
et une matrice de 2048 x 2048 pixels, la taille du pixel sera de 0,2 mm.
A la résolution spatiale correspond également
une fréquence spatiale exprimée en nombre de paire de lignes par
millimètre (pl/mm). Pour un champ de 400 x 400 mm et une matrice de 2048 x 2048
pixels, en comptant une ligne par colonne ou par rangée de pixels la résolution
spatiale est de 2,5,pl/mm (taille du pixel en mm = ½ x fréquence spatiale en
pl/mm).
Une résolution élevée correspond donc à une
taille de pixel faible et à un nombre de pl/mm élevé. La résolution spatiale
est la fréquence indiquée par la courbe FTM pour un contraste de 5% ou 10%.
Le contraste est défini par la plus petite différence de densité
optique perçue entre deux points voisins de l’image.
Généralement, plus la FTM est élevée, moins bon
est le contraste.
On estime que la majorité des examens
radiologiques nécessite davantage une bonne résolution à bas contraste qu’une résolution
spatiale élevée.
La dynamique correspond au rapport de l’amplitude du signal non
atténué sur l’amplitude du signal le plus atténué. Ainsi chaque pixel sera
représenté par une valeur codée sur un certain nombre de bits. Plus grand sera
ce nombre de bits (la « profondeur » du pixel), plus grands seront la
résolution et le nombre de niveaux de gris correspondants. Ainsi, par exemple,
pour 8 bits on aura 256 niveaux de gris et pour 12 bits 4096 niveaux de gris.
La sensibilité correspond à la plus petite variation d’absorption de rayons X mesurables. Elle est mesurée en µGy.
L’Efficacité Quantique de Détection (EQD
ou DQE) , ce paramètre caractérise
bien les détecteurs numériques car il prend en compte l’absorption du rayonnement
X, la sensibilité, le bruit, la résolution. Il est lié au pouvoir d’arrêt du
milieu détecteur ainsi qu’au nombre d’événements secondaires créés par photons
X absorbés. Il montre l’aptitude d’un système à convertir fidèlement l’image
radiante sans la distordre en comparant le rapport signal sur bruit en sortie
par rapport à son entrée :
EQF = (S/B)sortie / (S/B) entrée
L’EQD mesurée à fréquence spatiale inférieure à
1, devra être supérieure à 0,5 dans une chaîne d’imagerie médicale. Elle peut
être voisine de 0,8 dans les cas les plus favorables.
1.2.2.Valeurs ajoutées des capteurs plans
La radiologie standard a connu d’importantes évolutions vers sa numérisation grâce à trois techniques complémentaires :
Le contact écran/film traditionnel est
remplacé par un récepteur contenant un écran spécial constitué par un dépôt de
fluorohalide de baryum activé à l’oropium, fixé sur un support.
Le principe repose sur la capacité de ces écrans
à conserver l’énergie protonique accumulée au cours d’une irradiation. Cette
énergie ainsi accumulée constitue une image latente.
La restitution de cette énergie lumineuse est
obtenue par le balayage d’un faisceau laser, l’énergie restituée étant pour
chaque point proportionnelle à celle emmagasinée lors de l’irradiation
initiale.
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L’énergie lumineuse libérée finalement est transformée
en signal électrique puis ce dernier est converti en signal numérique.
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Le retour à l’état initial de la plaque s’effectue par l’exposition de quelques secondes sous une lumière visible, permettant ainsi sa réutilisation.
Ces plaques peuvent être utilisées sur toutes les tables de radiologie, mais ne suppriment pas la manipulation de cassettes.
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A l’heure actuelle les ERLM
constituent la seule alternative numérisée en radiologie conventionnelle pour l’imagerie
au lit du malade.
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La qualité d’image est comparable à celle d’un
film mais la dynamique et la sensibilité sont plus grandes, ce qui permet des
traitements d’images et dans une certaine mesure une réduction de dose.
1.2.2.2.Technologie de la fluorographie numérisée
Ce système associe à un amplificateur de
brillance, une optique, une caméra de télévision et un convertisseur
analogique/numérique.
La caméra et le convertisseur peuvent être
remplacés par une caméra CCD (un circuit intégré convertissant une image
optique en un signal électronique). La technique de la fluorographie numérique
permet une radioscopie à faible dose, une économie de film et de temps pour le
manipulateur (i.e. : il n’y a pas de manipulation de cassettes).
Ses principales limites sont :
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1.2.2.3.Technologie du détecteur au sélénium
Le tambour au sélénium (avec pour unique fabricant la société PHILIPS-THORAVISION 1993) a été le premier système de numérisation directe. En dehors d’une irradiation, le sélénium est un isolant qui a la propriété d’être photoconducteur. Quand il est irradié, le sélénium a une irradiation proportionnelle à l’intensité de cette dernière. Cette propriété est utilisée pour convertir une irradiation directement en un signal électrique. La conversion des rayons X en un signal électrique, sans étape lumineuse, se fait selon les étapes suivantes :
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L’image est obtenue en 20 s. Le champ est de
43 x 43 cm. Ce système est exclusivement dédié à l’imagerie du thorax.
Soulignons que le système du Thoravision est encore peu répandu en France
comparé aux autres états membres de l’union européenne.
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Ces trois technologies présentent
chacune des limites techniques. Les capteurs plans constituent une évolution
majeure car ils se substituent au couple écran-film conventionnel,
partiellement aux ERLM et au détecteur au sélénium pour l’imagerie statique, et
dans certains cas, à la fluorographie numérisée pour l’imagerie dynamique.
Il est intéressant à cette étape de comparer les
caractéristiques techniques des différents systèmes de numérisation proposés
sur le marché et d’approfondir les enjeux techniques des capteurs plans.
1.2.2.4.Comparaison technique des systèmes de numérisation
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Voici ce que sont en mesure de proposer les
industriels actuellement pour les différents systèmes de numérisation de la
radiologie conventionnelle.
Le film obtient les meilleures caractéristiques
en résolution spatiale. Pour compenser cette faiblesse les systèmes
numériques bénéficient d’une meilleure dynamique et sensibilité, les
capteurs plans pouvant atteindre jusqu’à 105 de dynamique.
L’Efficacité Quantique de Détection (EQD) rend compte de l’efficacité avec laquelle un capteur utilise la dose disponible en fonction de la fréquence spatiale et permet de comparer les différentes technologies de détection. Dans une perspective d’économie de dose, la DQE est le critère de choix pour caractériser un capteur radiologique. La comparaison des DQE du film et du capteur plan montre une amélioration importante du capteur plan par rapport au film, le test de Leeds le démontre (Annexe 1 : Test de Leeds). En pratique cette amélioration se traduit par la possibilité de réduire la dose sans réduire la qualité de diagnostic :
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La Fonction de Transfert de Modulation
(FTM) est considérée comme un bon paramètre pour décrire la performance du
capteur.
Dans une image numérique la FTM peut être
améliorée à volonté par un traitement mathématique. La limite de détectabilité d’un
détail est essentiellement liée au rapport signal sur bruit (S/B) non pris en
compte par la FTM. Dans le cas d’un capteur parfait, le S/B est uniquement
donné par la statistique du nombre de photons incidents. Dans la réalité, le
S/B est également limité par l’absorption des rayons X et le bruit de lecture.
Dans un capteur pixellisé, la théorie de l’échantillonnage
s’applique et le théorème de Shannon [2] nous rappelle qu’au-delà de
la fréquence de Nyquist, les fréquences spatiales élevées sont repliées dans la
partie basse du spectre, c’est le phénomène du moiré. Ce repliement de spectre
affecte le signal mais également le bruit d’autant plus que la FTM est élevée.
La courbe de FTM du capteur assure un bon
transfert du contraste sans phénomène de moiré excessif. Dans le cas des
capteurs plans, l’amélioration de la FTM permet d’avoir, pour des fréquences
objet inférieures au pouvoir de résolution, un bien meilleur contraste (courbe
au-dessus de celle des films).
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Nous pouvons affirmer que :
La
résolution limitée à 3,5 pl/mm est due à la limite de Nyquist.
Nous avons mis en évidence les performances
techniques des capteurs plans par rapport au couple film-écran et aux autres
systèmes de numérisation existants, indiquons les caractéristiques techniques
de certains capteurs plans mis sur le marché français.
1.2.3.Bénéfices attendus de la numérisation
1.2.3.1.Traitements d’images et logiciels d’aide au diagnostic
Si le film présente l’avantage d’une résolution
spatiale élevée, il a en revanche une faible dynamique et l’image est figée. La
plage d’exposition dans laquelle la courbe sensitométrique du film est linéaire
reste faible et rend impossible l’exploitation de la totalité de l’information
contenue dans le film.
La plus grande dynamique des capteurs numériques
permets de nouveaux traitements d’images et l’utilisation de toute
l’information acquise en une exposition en faisant varier sur écran les
paramètres de visualisation. Par exemple, dans le cas du poumon, visualisation
de zones très transparentes (parenchymes) et de zones très opaques (médiastin)
en une même exposition, en mammographie, information accrue en particulier pour
les seins denses.
La manipulation des images sur stations de
visualisation permet également de nombreux traitements : zooms, filtres (par
exemple rehaussement de contours), mesures.
De nouvelles applications telle que la détection
assistée par ordinateur où les systèmes experts vont se développer de plus en
plus (reconnaissance de structures anatomiques normales ou pathologiques,
extraction de paramètres quantitatifs utiles au diagnostic, modélisation et
automatisation de certains processus de décision). Aujourd’hui, ce sont
essentiellement les logiciels d’aide à la détection des microcalcifications en
mammographie qui font l’objet d’évaluations.
Du fait de la meilleure efficacité de
détection et de la plus grande dynamique des capteurs numériques, on peut
espérer des réductions de doses importantes sans perte de qualité d’image (l’évaluation
réalisée par les CEDIT sur les ERLM en radiopédiatrie avait mis en évidence une
réduction de 30%). La réduction du nombre de clichés ratés par sous- ou sur-
exposition représente également un intérêt dosimétrique mais pour une très
faible proportion d’examens.
1.2.3.3.Gain de temps et reproductibilité
Des gains de temps et de productivité peuvent
découler de la réduction des clichés ratés et de la récupération plus rapide
des archives. La numérisation permet une parfaite reproductibilité des examens
sans variabilité due à l’exposition et aux manipulateurs de films. Cependant,
seules des modifications organisationnelles importantes permettront de
bénéficier au mieux des avantages du numérique.
1.2.3.4. Economie de films et de produits chimiques
La réduction voire la suppression du film
dépendront essentiellement des performances des écrans de visualisation et de
la modification des habitudes de travail du personnel médical et paramédical. L’expérience
du scanner et de l’IRM a montré que l’introduction d’une modalité numérique ne
diminue pas forcément la quantité de films et peut même l’augmenter.
1.2.3.5.Réseaux (visualisation, archivage, transmission)
L’acquisition numérique permet de dissocier
dans le temps et dans l’espace les fonctions d’affichage, de traitement, de
transmission et de stockage de l’information.
Elle permet la constitution d’un véritable «
dossier patient », consultable à plusieurs endroits à la fois, immédiatement
après l’acquisition.
La visualisation et l’interprétation sur
écran reste un problème non résolu pour les images haute résolution, en effet,
les écrans les plus performants sont limités à des matrices 2500 x 2000 et sont
très coûteux. L’informatique devra également évoluer pour traiter des images
aussi volumineuses rendant nécessaire la définition de fonctionnalités
ergonomiques :
L’archivage électronique est beaucoup moins coûteux et encombrant que l’archivage des films et l’accès aux dossiers plus facile et plus rapide.
L’existence de réseaux intra-hospitaliers (PACS ou Picture Archiving and Communication Systems) permet la mise à disposition du compte-rendu et des images pertinentes pour les cliniciens, tandis que les réseaux inter-hospitaliers servent de supports à de nouvelles pratiques médicales (télédiagnostic, téléexpertise).
Les capteurs plans présentent tous les avantages de la numérisation précédemment cités, à des degrés parfois supérieurs :
La numérisation des images radiologiques, d’abord
appliquée à l’angiographie dans les années 70, s’est étendue au début des
années 80 à l’ensemble de la radiologie conventionnelle. Ce succès ne s’explique
pas par les performances en termes de qualité d’image de la numérisation, mais
par les possibilités nouvelles que permet cette technique. Cependant, cette
extension s’est réalisée lentement. En effet, les images numérisées obtenues
présentaient un inconvénient majeur : la résolution spatiale était encore
nettement inférieure à celle du couple écran-film traditionnel.
Durant les années 80 et 90, les techniques de
numérisation d’images ont connu d’importantes évolutions avec d’une part, une
amélioration des techniques déjà existantes (fluorographie) et d’autre part, l’apparition
de techniques nouvelles (ERLM, détecteur au sélénium). Ces différents procédés
ne sont que des solutions technologiques intermédiaires en attendant les
capteurs plans qui évitent l’étape de traitement de l’image latente dans un
lecteur intermédiaire.
2.1.1.Domaines d’application des sytèmes numériques
Le tableau ci-dessous dresse un bilan des différents systèmes numériques en usage en fonction des différentes applications médicales [12] :
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*En cours de développement
2.1.2.Domaines potentiels d’application clinique des capteurs plans
La radiologie conventionnelle, classique ou
numérique, représente aujourd’hui environ 70 % des actes radiologiques réalisés
en France. [13]
La radiologie ostéo-articulaire, pulmonaire, et
encore plus la mammographie constituent des examens très exigeants en terme de
qualité d’image, puisqu’ils nécessitent à la fois un contraste et une
résolution spatiale élevées. La radio-pédiatrie présente les mêmes besoins de
haute définition mais également plus exigeante en ce qui concerne la réduction
de l’irradiation.
L’ensemble de ces considérations font de l’imagerie
statique un terrain privilégié de recherche et d’applications cliniques pour
les capteurs plans.
La rapidité de l’examen, son monitorage en temps réel, la dynamique du capteur plan, permettent une meilleure gestion de l’imagerie en urgence, avec un gain de temps non négligeable, pour la prise en charge notamment des traumatismes sévères. Ceci reste à évaluer.
Les perspectives de faisabilité d’un mode radioscopique sont aujourd’hui acquises à partir de la même technologie. Les capteurs plans pourraient d’ici quelques temps se substituer à l’amplificateur de brillance et permettre la réalisation de radiologie interventionnelle et d’examens dynamiques avec opacification, telles que les explorations vasculaires, digestives, génito-urinaires et articulaires.
2.1.2.4.Imagerie au lit du patient ou dans les structures de réanimation
Ce domaine reste l’apanage des ERLM, qui
constituent la seule alternative numérisée à la radiologie conventionnelle pour
l’imagerie au lit du malade. Les capteurs plans présentent actuellement un
poids beaucoup trop élevé (10 à 20 Kg) et nécessitent une installation
informatique attenante. Ils ne peuvent donc pas être utilisés en ambulatoire.
2.2.Bénéfices potentiels pour le
patient
Du fait de la meilleure Efficacité Quantique
de détection et de la dynamique des capteurs numériques, la dose de rayons X
devrait être diminuée de 50 à 75% selon les fabricants .
Au vue des publications, on peut attendre du
système proposé une sensibilité et des courbes de transfert de modulation au
moins égales aux autres techniques. Si la sensibilité réelle correspond à celle
annoncée, on peut envisager une diminution de l’irradiation délivrée au patient
: celle-ci doit être évaluée cliniquement de façon précise car cet avantage
théorique déjà mis en avant par d’autres techniques n’a pas toujours tenu ses
promesses. [9]
Nous pouvons tout de même ajouter que la
réduction du nombre de clichés ratés à cause d’une sur- ou sous- expositions
évite d’irradier de nouveau le patient car les données sont stockées en
mémoire.
2.2.2.Meilleur confort du patient
Le très court délai d’obtention de l’image
doit permettre de libérer le patient ou de réaliser une incidence
complémentaire de façon presque instantanée après visualisation du résultat sur
un moniteur. C’est un élément important pour le confort du patient abordé
ultérieurement.
De plus, la proximité du technicien par rapport
aux patients « lourds » ou « âgés » est une sécurité.
La résolution obtenue avec des systèmes de
capteurs plans semble très satisfaisante. La diffusion est moins marquée que
sur un film traditionnel, la résolution spatiale est au moins égale à 3,5
pl/mm, comparable à celle d’un film argentique de sensibilité 400. Les
premières publications concernant les applications cliniques paraissent
encourageantes pour le domaine de la radiographie osseuse et thoracique. [9]
Ces données sont compatibles avec une qualité
diagnostique médicale satisfaisante, cet aspect devant être évalué sur le plan
clinique. Un post-traitement informatique des données peut améliorer la qualité
diagnostique de l’image obtenue.
Les avantages attendus de la numérisation sont organisationnels et économiques :
réduction voire suppression du support argentique et des produits de développement ;
réduction voire suppression des clichés à refaire du fait d’une –sur ou –sous exposition (ce nombre est estimé entre 6% à 10% dans les études) ou parce qu’ils ont été perdus ou égarés (possibilité d’archivage inhérente au numérique) ;
réduction du nombre de clichés total du fait d’une meilleure dynamique de l’imagerie numérique ;
réduction annoncée des doses (allongement de la durée de vie du tube à Rayons X).
du fait de la disponibilité immédiate de l’image et de la suppression de la manipulation des cassettes, du développement des films. Il faut cependant souligner l’absence d’études évaluant précisément ce gain. D’autre part, d’après un service hospitalier ayant l’expérience de capteurs plans (Hôpital Bégin), le gain de temps pour le manipulateur a été reporté en partie sur la prise en charge des patients.
augmentation de l’activité globale d’un service (ou fermetures de salles de radiologie standard) ;
rapidité de transmission des images du fait du traitement informatique de l’image par réseau, de la gestion, de l’archivage, et du stockage des données (archivage électronique moins encombrant, plus disponible et moins altérable que l’archivage des films ; cependant la valorisation de ces avantages dépend du nombre de stations disponibles dans le service ou l’établissement et des performances du réseau).
3.1.Tarification de la Caisse Nationale d’Assurance Maladie (CNAM)
Les coûts d’un examen de radiologie sont cotés
à l’aide de la lettre Z (Z=11 FF soit 1,68 Euros), pour les examens numériques
un supplément de Z5.5 (soit 60 FF ou 9,15 Euros) vient s’ajouter à la cotation
totale.
Cette mesure avait pour objectif d’inciter les
cabinets de radiologie privés à s’équiper de modalités numériques en réduisant
leur consommation de films. Elle a permis le diffusion rapide de la technique
ERLM dans le secteur privé.
3.2.Analyse économique d’une salle d’imagerie statique
La radiologie thoracique constituant une indication de choix pour ces nouveaux capteurs, nous limiterons l’analyse économique aux statifs pulmonaires (débit moyen par patient estimé de 100 à 150 clichés par jour).
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3.2.1.Coûts d’investissement de l’équipement principal et de l’équipement annexe
Les coûts annoncés des dispositifs numériques plein champ sont en général très élevés, supérieurs à 2 millions de francs (305 000 €), quelque soit la modalité concernée.
Les coûts d’acquisition de l’équipement annexe (tout l’environnement d’exploitation des images) diffèrent selon l’étendue de l’offre de base. Il faut compter un surcoût compris entre 250 KF et 350 KF (38 000 et 53 000 €) pour l’acquisition d’une station de travail, 600 KF (100 000 €) pour une console haute résolution.
La durée de vie des capteurs plans est
estimée par les industriels entre 7 et 10 ans, et serait limitée d’après
certains par la dose de rayons X reçus par le capteur (par analogie aux
intensificateurs de lumière). En général, si la prise en compte d’une durée d’amortissement
comprise entre 7 et 10 ans convient pour les modalités conventionnelles, elle
apparaît excessive pour les modalités numériques qui évoluent rapidement et
pour lesquelles une durée d’amortissement comprise entre 5 et 7 ans semble
s'imposer.
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Les coûts de maintenance sont estimés entre 8
à 10 % des prix d’achat du matériel. Il est admis que ces coûts sont deux fois
plus élevés pour les salles numériques que pour les salles conventionnelles du
fait de la maintenance informatique et de la remise à niveau des logiciel.[9]
3.2.2.2.Consommables de
radiographie
Les cassettes du couple écran/film de
radiologie ont une durée de vie observée de 150 000 examens pour un coût d’achat
qui est de l’ordre de 2000 FF ou 305 ? (soit en moyenne, un coût de revient de
0,01 FF ou 0,0015 ?/cliché). Les écrans des ERLM ont un coût de l’ordre de
10000 FF (1525 ?) . Ne connaissant pas leur durée de vie, nous pouvons tout de
même estimer le coût par cliché. En effet, pour 25 KF (3 812 ?) , des contrats
de maintenance proposent le remplacement de quatre plaques tous les 2 ans, soit
6250 FF (952,9 ?) de frais de maintenance par écran tous les deux ans. A raison
de 150 clichés par jour ouvrable (soit 220 jours), soit 66000 clichés/2 ans
pour un écran, un écran coûte donc : 0,10 FF/cliché (ou 0,015 ?/cliché ).
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Le temps de travail des radiologues (du fait des multiples possibilités de traitements de l’image) et du personnel informatique se trouve augmenté. En revanche, il existe un réel consensus en ce qui concerne l’économie en temps d’archivage. Le gain de temps pour les manipulateurs et de productivité sont traités dans une partie ultérieure.
3.3.Impact sur la productivité
Le gain de temps et de productivité peuvent être optimisés selon divers critères :
3.3.1.Accès quasi
instantané à l’image
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Nous remarquons une différence notoire
entre le temps nécessaire au couple écran-film, aux ERLM et au détecteur au
sélénium pour obtenir un film (de 2 à 10 min) et le temps de restitution d’une
image en visualisation des capteurs plans (de 33 à 40 s).
Cependant, des réserves peuvent être émises à
savoir :
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3.3.2.Suppression des cassettes
Le gain de temps dû au court-circuit des étapes de manutention des cassettes et des films avant et après exposition est assez important (plus de 50 %) mais il n’est rentabilisé que sous réserve de débits importants et du contrôle des temps morts liés à la non disponibilité du brancardage et de l’équipe médicale.
Des pré-requis pour un bénéfice réel en terme de productivité sont donc à souligner à savoir :
D’un point de vue économique, les systèmes
numériques présentent des coûts d’acquisition environ deux fois plus
élevés que les systèmes standards.
En ce qui concerne les coûts d’exploitations
, la question reste mitigée. L’arrivée du numérique entraîne la diminution de
film (donc d'effluents) et la réduction des produits de contraste comme le
laisse envisager les données pratiques de l’hôpital Necker et Saint Antoine.
Ces économies ne suffiront certainement pas à compenser les coûts d’investissements
initiaux, comparativement aux systèmes standards.
Finalement, d’un point de vue purement économique, les investissements de systèmes numériques d’imagerie statique s’avéreront compétitifs si leurs coûts d’acquisition chutent d’environ 40 à 50%.
Les avantages potentiels de la numérisation
ne pourront être exploités qu’à la suite d’une modification importante de
l’organisation des salles de radiologie. La mise en œuvre de réseaux intra- et
inter- hospitaliers (PACS), engendre des coûts en terme d’équipement et de
maintenance importants. Le retour sur investissements semble davantage attendu
en terme d’amélioration de la qualité des soins et du dialogue prescripteurs /
médecins.
L’ensemble de ces gains de productivité
potentiels ne peuvent être réalisés que dans un fonctionnement en routine. A l’heure
actuelle, il semble prématuré, de se prononcer sur les éventuels gains qui ne
font pas l’objet d’un consensus.
4.CAPTEURS
PLANS GRANDS CHAMPS : FAUT IL INVESTIR ?
4.1.Limites à la diffusion des capteurs plans
4.1.1.Réponse technologiquement imparfaite
En radiologie standard hors équipement dédié,
nous allons voir que les capteurs plans ne répondent pas complètement à la
demande du fait du besoin actuel en parallèle d’un autre dispositif de numérisation,
du retard dans l’évolution des statifs et de l’absence de scopie basse résolution
combinée.[18]
4.1.1.1.Besoin d’un autre dispositif de numérisation
Les capteurs plans ont un champ d’application
universelle pour l’imagerie statique avec quelques réserves. En effet, pour les
examens sur chariot mobile ou au lit, certains capteurs sont d’emblée trop
épais pour s’insérer à la place de la cassette de film (en particulier ceux à
base de CCD et de réduction optique) et donc ne pourront être intégrés que dans
de nouvelles tables.
Les principaux industriels du marché de l’imagerie
misent d’ailleurs sur le remplacement des tables actuelles par des tables
intégrant les capteurs qui auront été optimisées pour bénéficier du gain de
place et de poids.
L’alternative des ERLM garde pour le moment
son intérêt pour les clichés au lit et pour les incidences particulières
(annexe 2 : photos des incidences particulières).
De plus, le détecteur au sélénium, apparaît
aujourd’hui encore comme le meilleur système de radiographie thoracique
numérisée en terme d’efficacité diagnostic.
Les capteurs plans se réservent le reste de
la radiographie numérisée, mais l’idéal serait également qu’ils couvrent les
secteurs privilégiés des ERLM et du détecteur au sélénium afin d’éviter d’avoir
différents systèmes de numérisation dans un même service.
Les statifs ont évolué au niveau des bras
articulés sur suspension. La technique est astucieuse mais les bras sont trop
lourds à articuler.
L’évolution des statifs est donc attendue car
actuellement, les capteurs plans sont à disposition mais ne tiennent pas compte
de la façon de travailler et les statifs sont trop lourds et n’ont pas de
positionnement automatisé.
4.1.1.3.Un regret : toujours pas de scopie intégrée
Les capteurs plans sont actuellement limités
aux acquisitions statiques (5 secondes entre 2 acquisitions) sans possibilité
de scopie. Ceci limite leur utilisation à la radiologie pulmonaire et osseuse
standard. [19]
Actuellement l’imagerie numérisée dynamique
demeure sous la tutelle de la fluorographie numérisée.
Cependant, en conversion directe, quelques fabricants ont réussi à contrer le problème de la rémanence du sélénium pour des petits champs rendant possible la fluoroscopie numérisée. Des capteurs grands champs sont en développement.(par exemple chez TOSHIBA)
En conversion indirecte, par une matrice de détection et de commutation en silicium amorphe, ces capteurs permettent en principe l’application de l’imagerie statique aussi bien que de l’imagerie dynamique. GE commercialise une version dynamique de capteur plan, dans une version de 20 x 20 cm.
Il faudra attendre encore avant de voir sur
le marché des systèmes grands champs 43 x 43 cm. En effet, comme tous les
systèmes médicaux, ces capteurs doivent d’abord subir des évaluations
cliniques, techniques et autres avant de se retrouver sur le marché de la santé
publique de demain.
La question de choix pour le remplacement des
systèmes d’imagerie dynamique ne se pose donc pas. Jusqu’à l’avènement des
capteurs plans, le meilleur choix technique reste l'ampli de luminance.
Des réserves peuvent être émises face à la
diversité des capteurs et les inconnues quant à leur pérennité. Il faut s’attendre,
au dire des fabricants et de leurs concurrents, à ce que la sensibilité des
capteurs avec scintillateur diminue dans le temps tout comme dans un tube
intensificateur de luminance, à ce que le sélénium puisse cristalliser, les CCD
pouvant se dégrader également. Personne ne connaît exactement comment les
performances des capteurs vont évoluer dans le temps malgré certaines études de
vieillissement. Swissray dispose d’un recul de cinq ans sans problème. Canon
garantit 210 000 images et 7 ans de durée de vie. Mais cela explique les
réponses plus ou moins évasives aux questions concernant la durée de vie
probable des capteurs et le fait qu’ils sont habituellement couverts par les
contrats de maintenance.
4.1.2.1.Implication du personnel
La compétence (et présence) du radiologue
dans nombre de domaines est un facteur limitant de la qualité diagnostic. Si le
numérique apparaît aux yeux de certains comme un progrès, il peut être
considéré comme un recul pour d’autres. En effet, comme toute technologie
naissante, si nous voyons les premiers bénéfices du numérique, il est très
probable, par manque de recul, que nous omettions certainement des
inconvénients. Le passage au numérique doit donc se faire progressivement afin
que le personnel puisse s’habituer le plus correctement possible à ces
nouvelles technologies. Dans chaque cas, les habitudes du personnel seront à
prendre en compte pour satisfaire au mieux les premiers utilisateurs de ces
équipements : le personnel médical. Enfin, rien ne sert d’avoir un matériel
ultra-sophistiqué si personne n’arrive à le faire fonctionner correctement.
4.1.2.2.Impact organisationnel
L’impact organisationnel est limité dans un premier temps, du fait du contexte non guidé par une politique claire de dossier médical global unique.
Nous pouvons émettre l’hypothèse que ce sont les systèmes numériques qui vont permettre à terme la mise en place de réseaux hospitaliers d’imagerie. Cependant, le développement des réseaux nécessite une numérisation intégrale du service de radiologie et le remplacement du couple écran-film en radiologie conventionnelle.
Afin d’optimiser les PACS, une mise à
niveau du parc « DICOM direct » est nécessaire. Le standard DICOM a pour
objectif de normaliser et faciliter la communication d’image. Ce protocole sera
effectif si tous les fabricants le respectent. Le PACS et les dispositifs
médicaux doivent être « constructeur-indépendant » pour être compatibles
ensemble en vue d’un réseau d’imagerie. Cependant, on constate que la plupart
sont compatibles DICOM à 99,9 %, ce qui pose un problème pour quelques
transactions.[20]
4.1.3.1.Stratégie industrielle ?
L’offre industrielle semble s’orienter dans un premier temps, vers le développement de tables dédiées à ses capteurs, ce qui implique le renouvellement des tables existantes et majore les coûts d’investissement. Les possibilités d’évolutivité des tables existantes de dernières générations vers les capteurs plans ont été étudiées par certains fabricants et laissées pour compte par d'autres du fait des pertes de fonctionnalités des salles une fois le capteur fixé (par exemple examens en position latérale). Par ailleurs, pour numériser des salles de radiologie conventionnelles mixtes, il est nécessaire d’intégrer deux capteurs :
ce qui doublerait les coûts. Peu d’industriels annoncent une politique d'évolutions de tables (qui pourraient cependant se concevoir sur les salles de dernières générations), certains proposent une garantie de valeur de reprise des tables sur 5 ans dont les modalités sont à préciser.
Un service d’imagerie ne peut finalement
envisager la numérisation de la radiologie conventionnelle qu’à condition d’envisager
le renouvellement de salle car pour le matériel d’un certain âge, il n’existe
pas ou peu de systèmes " add-on ".
La France accuse d’un net retard par rapport
à ses voisins au niveau des équipements lourds soumis à autorisation. Prenons l’exemple
de l’IRM, la France compte 178 appareils alors que selon les spécialistes, il
en faudrait au minimum 300 supplémentaires. L’Allemagne en possède 1050. Du
côté du TEP, le constat est encore pire, l’hexagone ne possède que 5 appareils,
dont 3 seulement pour la clinique alors que la Belgique en a installé 10 et l’Allemagne
76. Autant dire que le sous-équipement français génère des pratiques médicales
dépassées, avec les conséquences que cela entraîne pour les malades. Ainsi, actuellement,
la radiologie conventionnelle représente 60 % des actes de radiologie en
France, contre 35 % aux Etats-Unis.[Q]
En vue des constations précédentes, l’acquisition
d’équipements lourds dans les services d’imagerie peut être prioritaire dans un
projet de service par rapport à la numérisation de la radiologie
conventionnelle.
Les capteurs plans ont pour vocation :
Les premières applications des capteurs plans
concerneront la radiologie pulmonaire car les statifs sont de conception
simple. Puis ils seront exploités en mammographie où leur utilisation ne nécessite
qu’une adaptation limitée des statifs actuels. Leur utilisation dans les autres
domaines de la radiologie statique nécessite la conception de nouveaux statifs
adaptés. Plusieurs solutions sont à l’étude. Enfin les efforts des
constructeurs portent sur la mise au point de capteurs dynamiques qui seront
amenés à remplacer les amplificateurs de luminance. [9]
L’impact de la diffusion devrait être
important dans la mesure où on pourrait voir deux types de retentissements :
une modification de la conception actuelles des salles
de radiologie avec à terme une pression forte en matière de renouvellement ;
un retentissement en matière de structuration des
plateaux techniques, avec deux aspects :
un développement des réseaux d’image ;
une réduction envisageable du nombre de salles de
radiologie, s’il est démontré que la productivité d’une salle entièrement
numérisée est significative. [9]
Les capteurs plans présentent tous les avantages de la numérisation à des degrés parfois supérieurs : réductions de dose potentiellement plus grandes, possibilité de grands champs permettant de couvrir l’ensemble des indications, gains de temps et de productivité supplémentaires du fait de la suppression de manipulation de cassettes et de temps de développement, acquisition immédiate permettant de rester près du patient, traitements d’images et logiciels d’aide au diagnostic, mise en place de réseau intra ou extra hospitaliers, et insertion des images dans le dossier patient informatisé.
Cependant, des compromis restent à faire entre
la taille du champ et la cadence d’acquisition en imagerie dynamique, qui
aujourd’hui, est limitée à des petits champs.
L’imagerie statique, telle que la radiologie ostéo-articulaire, pulmonaire ou mammographique, nécessite un contraste et une résolution élevée, et constitue un terrain privilégié de recherche et d’application cliniques pour les capteurs plans. L’un des intérêts médicaux potentiel de cette technique serait d’obtenir une image de qualité au moins équivalente à celle de la radiologie conventionnelle en diminuant les doses d’irradiation. D’autre part, la rapidité de l’examen, l’acquisition immédiate permettraient une meilleure gestion de l’imagerie en urgence, avec un gain de temps non négligeable pour la prise en charge notamment des traumatismes sévères. Enfin, d’ici quelques années, le capteur plan pourrait se substituer à l’amplificateur de brillance et permettre ainsi la réalisation de radiologie interventionnelle et d’examens dynamiques avec opacification.
Les coûts d’investissement des systèmes
numériques utilisant les capteurs plans sont environ deux fois plus élevés que
ceux des systèmes conventionnels. A l’heure actuelle, les économies que
permettent l’acquisition d’un système numérique (gains de productivité,
réduction des coûts et du temps d’examen) ne sont pas suffisantes pour
compenser les coûts d’investissements initiaux.
La mise en place d’un PACS, permet
l’automatisation des fonctions d’acquisition, d’archivage, de distribution et
de traitement des images et engendre des coûts d’équipement et de maintenance
importants. Un retour sur l’investissement, immédiat ou après une période de
transition, est attendu en terme d’impact organisationnel (économie de films, d’espace
et de personnels) et d‘amélioration de la qualité des soins et du dialogue
prescripteurs / médecins.
Le CEDIT considère que « l’évaluation médico-économique des capteurs plans est à ce jour insuffisante et ne peut actuellement recommander leur diffusion à l’AP-HP pour une pratique en routine. Mais il considère important de suivre étroitement cette technologie, car elle s’intègre d’une façon large dans la numérisation du dossier des patients ». (2 mai 2000) Et dans le développement de la multimodalité ; il est vrai qu'il faut attendre le point d'équilibre dans la radiologie une foid les IRM plus largement installés.
[1] G. FRIJA
Capteurs numériques grands champs : classification
Journal de radiologie, N°spécial JFR 2001, Paris, France
[2]M. VOLK, M. STROTZER ET
AL. (1997)
Flat panel X ray detector using amorphous
silicon technology, Reduced radiation dose for the detection of foreign bodies
Invest Radiol , 32 ; 373-377
[3]J. BOUGLE
La radiologie numérique
Université de Technologie de Compiègne, DESS «
Technologies Biomédicales Hospitalières », Cours 2001-2002
[4] DMS APELEM
Documentation commerciale sur le Paladio
[5] M. PAGE
Radiologie numérique
Journal de radiologie 2001 ; 82, hors série II – Technique, B25-B31
Editions Françaises de radiologie, Paris, 2001
[6]O.POITIER
Toshiba Medical France
Université de Technologie de Compiègne, DESS «
Technologies Biomédicales Hospitalières », Cours 2001-2002
[7]M PICARD
Numérisation d’un service de radiologie par système de plaques photostimulables
DESS « TBH », 2000-2001, UTC
[8]E. FERRY-LEMONNIER, E. CHARPENTIER (Décembre 1993)
Ecrans Radioluminescents à Mémoire
Dossier CEDIT, Assistance Publique – Hôpitaux de Paris
[9]D. MAIZA, AF FAY, S. BAFFERT, E. CHARPENTIER, N. JAKOBIRODRIGUEZ (Juin 1999)
Détecteurs Plans pour la Radiologie numérique
Dossier CEDIT, Assistance Publique – Hôpitaux de Paris
[10]J. CHABBAL, C. CHAUSSAT, JP MOY (1998)
Flat X-Ray detector for digital radiology
TRIXELL, Moirans, France
[11]A. GOUMAZ(Novembre 2000)
Radiographie numérisée Aujourd'hui et demain?
Présentation du 18 novembre 2000 au CHUV (Lausanne) Commission de Formation Continue Romande de l'Association Suisse des Technicien(ne)s en Radiologie Médicale
[12]N. COL
Etude de la numérisation progressive des services de radiologie conventionnelles des Hospices Civils de Lyon
Mastère « Equipements Biomédicaux », UTC
[13] Guide ANAES
Radiologie conventionnelle numérique et développement des réseaux d’images ( Janvier 1997)
Evaluation technologique et économique, ISBN : 2-910653-30-7
[15]S. LARGILLIERE
Radiologie numérique – En direct du RSNA 99
CHU Amiens 1999
[16]P. LACROIX (1994)
A propos de la numérisation de la radiologie conventionnelle
Thèse Mastère « Equipements Biomédicaux »
[17]E. FERRY-LEMONNIER, C. GIRARDOT (Avril 1996)
THORAVISION
Dossier CEDIT, Assistance Publique – Hôpitaux de Paris
[18]E. SCHOUMAN-CLAEYS
Limites à la diffusion des capteurs numériques grands champs
Séance scientifique et thématique, JFR 2001, Paris, France
[19]B. BOYER .
Rapport d’expertise sur les détecteurs plans numériques pour la radiologie conventionnelle
Service de Radiologie, Hôpital Bégin Saint Mandé (94)
[20]JF LERALLUT(2002)
Les PACS
Université de Technologie de Compiègne, DESS «
Technologies Biomédicales Hospitalières », Cours 2001-2002
[A]TRIXELL
[B]GENERAL ELECTRIC MEDICAL SYSTEMS
http://www.gemedicalsystems.com/
[C] CANON
ttp://www.usa.canon.com/canon/frame/industrial.html
[D]HOLOGIC
[E]FISCHER
http://www.fischerimaging.com/
[F]KODAK
http://www.kodak.com/US/en/health/
[G]PHILIPS MEDICAL SYSTEMS
http://www.medical.philips.com
[H]SIEMENS
http://www.siemensmedical.com/
[I]AGFA
[J]TROPHY
[K]APELEM
[L]SWISSRAY
[M] AIDXRAY
[N]MAGING DYNAMICS .INC
[O]FDA
http://www.fda.gov/default.htm
[P]HOSMAT
http://www.hosmat.com/acceuil.htm
[Q]SNITEM
[R]FUJI
[S]Albert GOUMAZ (Philips)
http://www.trm.ch/cours/goumaz/
[T]CARES BUILT
http://www.caresbuilt.com/content/secure/index.asp
[U]DIAGNOSTIC IMAGING
ANAES :Agence Nationale d’Accréditation et d’Evaluation en Santé
AP-HP :Assistance Publique – Hôpitaux de Paris
ARH :Agence Régionale d’Hospitalisation
CCD : Charge Coupled Device
CEDIT :Comité d’Evaluation et de Diffusion des Innovations Technologiques
DICOM :Digital Imaging COMmunication
FET :Field Effect Transistor
ERLM : Ecrans RadioLuminescents à Mémoire
EQD: Efficacité Quantique de Détection
FTM : Fonction de Transfert de Modulation
IRM :Imagerie par Résonance Magnétique
LANMIT : Large Area New MIS sensor and TFT
PACS :Picture Archiving and Communication Systems (acronyme anglais pour réseaux d’images médicales)
RSNA :Radiological Society of North America
SNITEM : Syndicat National des Industries des Technologies Médicales
TEP :Tomographe à Emission de Positions
TFT : Thin Film Transistor
Test de Leeds
Nous utilisons pour le test de Leeds, un disque opaque aux RX percé de 144 trous de dimensions différentes variant de 0,25 à 11,1 mm. Les paramètres sont les suivants :
· contraste de 0,14 à 92,4 % ;
· tension à 75 kV ;
· 1,5 mm Cu ;
· taille de l’objet :16 mm.
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Le capteur plan montre une DQE supérieure à tous les
niveaux. Il donne un nombre plus grand de trous visibles pour toutes les
expositions. Pour une visualisation égale des détails, l’exposition est environ
1,7 fois inférieure avec le capteurs plan.
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Addresse directe: www.utc.fr/~farges/dess_tbh/01_02/UV/Cp/Cp.html