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Université de Technologie de Compiègne DESS "Technologies Biomédicales Hospitalières" Liste des Travaux

 

Réference à rappeler : Capteurs numériques grands champs en radiologie conventionnelle, A.SUPIOT - C.VEDOVINI  , Projet DESS "TBH", UTC, 01-02, URL : https://www.utc.fr/~farges/dess_tbh/00-01/... Capteurs numériques grands champs en radiologie conventionnelle
Aurélie SUPIOT	Christian VEDOVINI

 

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

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

 

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INTRODUCTION

1.Aspects techniques

1.1.Les capteurs plans

1.1.1.Principes

1.1.2.Offre industrielle

1.1.3.Réglementation

1.2.Caractérisation des performances des systèmes de numérisation

1.2.1.Grandeurs physiques

1.2.2.Valeur ajoutée technique des capteurs plans

1.2.3.Bénéfices attendus de la numérisation

2.Aspects medicaux

2.1.Domaine d’application

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

2.2.1.Economie de dose

2.2.2.Meilleur confort du patient

2.2.3.Qualité de l’imagerie

3.Aspects économiques

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

3.2.2.Coûts d’exploitations

3.3.Impact sur la productivité

3.3.1.Accès quasi instantané à l’image

3.3.2.Suppression des cassettes

3.4.Bilan

4.Capteurs plans grands champs : faut-il investir ?

4.1.Limites à la diffusion des capteurs plans

4.1.1.Réponse technologiquement imparfaite

4.1.2.Contexte médical

4.1.3.Au niveau économique

4.2.Perspectives

4.2.1.Capteur universel

4.2.2.Impact de la diffusion

CONCLUSION

BIBLIOGRAPHIE

SITES INTERNET

ABREVIATIONS

ANNEXE 1

ANNEXE 2

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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 domaines d'application cliniques des capteurs plans, les bénéfices potentiels pour le patient ;
• l'analyse économique des systèmes de numérisation pour une salle d'imagerie statique ;
• et enfin les limites et perspectives des capteurs plans.

1.ASPECTS TECHNIQUES

1.1.Les 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] :

• électronique de lecture matricielle intégrée , comportant en association détection et mesure de l'énergie. De ce point de vue, les cassettes au phosphore ne sont pas incluses dans cette définition, même si elles sont capables par ailleurs de fournir des informations numériques ;
• surface du capteur : on distingue ceux dont la surface correspond à celle de l'objet à radiographier (de 24×30 cm à 40×40 cm) et ceux qui utilisent un scintillateur correspondant à la surface à radiographier mais qui sont reliés grâce à des connexions le plus souvent en fibre optique à un détecteur de plus petite taille (capteur CCD) ;
• mode de détection des photons X : on distingue les capteurs directs (sélénium) où les photons sont transformés en énergie électrique qui est ensuite mesurée, et les capteurs indirects (scintillateurs) ou les photons X subissent une phase de transformation en énergie lumineuse qui est ensuite transformée en énergie électrique, laquelle est finalement mesurée.

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1.1.Principes

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 :

• une couche de sélénium amorphe ;
• une couche diélectrique ;
• une électrode sur laquelle est appliquée une tension de l’ordre de 5 à 6 kV.

Pendant l’exposition des photons x sont absorbés par le sélénium et les charges créées sont attirées par le champ électrique E_Se. 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.
 
 

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 :

• d’un écran convertisseur (scintillateur) transformant les rayons X en photons lumineux ;
• d’un système d’optiques assurant la convergence des sous-images en une seule image ;
• d’une matrice CCD assurant la conversion des photons lumineux en électrons qui seront discrétisés, formant ainsi l’image numérique.

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.
 
 

1.1.2.Offre industrielle

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 :

• DirectRay Chest System, un statif dédié pulmonaire ;
• EPEX, une table d’urgence polyvalente qui permet d’utiliser le capteur pour les patients sur brancard ou pour des clichés pulmonaires ;
• RADEX, un statif de type urgence pour l’ambulatoire.[D]

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 :

• Fischer distribue le VersaRad/D, un arceau d'urgence et le Digital Chest System, un statif pulmonaire; [E]
• Kodak entre dans le domaine de la radiologie conventionnelle en tant que fournisseur et mainteneur d’équipements dans lesquels il intègre le capteur d'Hologic. Sa gamme comprend 2 statifs (le Direct View DR 5000, statif pulmonaire, le Direct View DR 9000, l'arceau d'urgence). [F]

1.1.2.2.Capteur a base de silicium amorphe (méthode indirecte)

Trixell

Ce capteur est déjà intégré :

• par Philips dans une table d’os digital Diagnost (pas d’application pulmonaire du fait de l’existence du détecteur au Sélénium Thoravision) [G];
• par Siemens dans un statif pulmonaire et dans une salle d’os (Multix FD)[H].

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]

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 :

• à un statif pulmonaire (CDXI-11) ;
• et à une table d’os à panneau flottant (CDXI-22).

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]

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 :

 Le capteur Paladio existe également en petit champ pour d’autres examens cités à titre indicatif :

 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 :

• ddRChest-System dédié aux acquisitions pulmonaires avec un arceau horizontal ;
• ddRModulaire, un arceau orientable au design ergonomique sur colonne verticale ;
• ddRMulti-System, un arceau classique sur colonne verticale pour examens polyvalents ;
• ddRCombi, où seul le capteur est fixé à une colonne verticale, le tube RX étant sur une suspension plafonnière classique.

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]
 

 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.
 

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.
 

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 :

• 43 x43 cm
• 30 images par secondes
• résolution spatiale de 0,8 à 2 pl/mm[6]

1.1.3.Réglementation

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

1.2.1.Grandeurs physiques

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 :

• proche de 1 pour des fréquences spatiales très faibles ;
• et tendant vers 0 pour des fréquences élevées.

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 :

• les écrans radioluminescents à mémoire (ERLM) pour l’imagerie statique ;
• la fluorographie numérisée pour l’imagerie dynamique ;
• et les détecteurs au sélénium dédiés au thorax.

1.2.2.1.Technologie des ERLM

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.
 

L’énergie lumineuse libérée finalement est transformée en signal électrique puis ce dernier est converti en signal numérique.
 

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.

A l’heure actuelle les ERLM constituent la seule alternative numérisée en radiologie conventionnelle pour l’imagerie au lit du malade.
 

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 :

• une résolution spatiale faible pour les grands champs, qui sont eux-mêmes limités à 40 cm ;
• une distorsion d’image sur les bords (5 à 10%) ;
• des phénomènes d’éblouissements ;
• et leur encombrement.

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 :

• avant l’exposition, la surface du tambour est chargée positivement par une tension homogène de 1500 Volts ;
• lors de l’exposition, le rayonnement incident provoque la migration d’électrons en surface et la neutralisation des charges positives proportionnellement à la modulation du faisceau des rayons X ;
• lors de la lecture, le tambour est mis en rotation et une barrette de détection déplacée verticalement mesure les charges restant en surface.

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.
 

 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

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 :

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).

Nous pouvons affirmer que :

• la FTM du capteur est comparable au couple écran-film « Médium » ;
• la FTM du système après traitement est meilleure que le couple écran-film « Fine » ;

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.
 

1.2.3.2.Economie de dose

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 :

• visualisation de l’image complète mais à une résolution inférieur ;
• zooms temps réel ;
• comparaison d’images sur un même écran, etc.

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 :

• réduction de dose partiellement plus grande (certains articles évoquent la possibilité de 50 à 75 % de réduction, cf. 2 ^ème partie : aspects médicaux) :
• 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 (par rapport aux ERLM par exemple) ;
• l’acquisition immédiate permet de plus de rester près du patient, et donc d’éviter d’éventuels accidents pendant le développement des films.

2.ASPECTS MEDICAUX
 

2.1.Domaine d’application

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] :

 *En cours de développement 2.1.2.Domaines potentiels d’application clinique des capteurs plans

  2.1.2.1.Imagerie statique

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.

2.1.2.2.Imagerie en urgences

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.

2.1.2.3.Imagerie dynamique

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
 

2.2.1.Economie de dose

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.
 

2.2.3.Qualité de l’imagerie

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.
 

3.ASPECTS ECONOMIQUES

Les avantages attendus de la numérisation sont organisationnels et économiques :

• une réduction des coûts d’examens :

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).

• une réduction du temps d’examens :

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.

• des gains de productivité :

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).

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.
 

3.2.2.Coûts d’exploitations
 

3.2.2.1.Maintenance

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 ).
 

3.2.2.3.Personnel

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 :

• l’accès quasi instantanée à l’image (cf. tableau ci-dessous) ;
• la réduction des clichés ratés et la suppression des cassettes.

3.3.1.Accès quasi instantané à l’image
 

 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 :

• que le délai d’attente du cliché peut être utilisé par les manipulateurs pour la pratique de tâches annexes ;
• et que le gain de temps n’est réel seulement si le service d’imagerie observe un flux important d’examens.

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 :

• un brancardage efficient ;
• un acte radiologique standardisé, avec peu d’incidences ;
• et enfin, un flux important.

3.4.Bilan

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.
 

4.1.1.2.Evolution des statifs

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.
 

4.1.1.4.Technique non figée

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.Contexte médical

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.Au niveau économique

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 :

• l’un pour le statif mural ;
• l’autre pour la table,

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 ".
 

4.1.3.2.Priorités

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.
 

4.2.Perspectives

4.2.1.Capteur universel

Les capteurs plans ont pour vocation :

• à court terme le remplacement du couple écran/film (imagerie statique) ;
• et à long terme l’ensemble amplificateur de brillance plus caméra CCD (imagerie dynamique). D’après plusieurs publications, les capteurs plans seront à la base des futures innovations technologiques en imagerie dynamique.

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]
 

4.2.2.Impact de la diffusion

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]

 

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.

 
 
 
 
 

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.