Auteurs

Contacts

• Adrien CHARDON : adrien.chardon@outlook.fr
• Yanis GHOUAR : yanis.ghouar@tutamail.com
• Afri­lande Don­nel­la HEZAGIRA : hezagiradonnellaafrilande@gmail.com
• Nico­las JOUVET : nicolasjouvet@gmail.com

Citation

À rap­pe­ler pour tout usage : A. CHARDON, Y. GHOUAR, A-D. HEZAGIRA, N. JOUVET, « Scan­ner spec­tral à comp­tage pho­to­nique », Uni­ver­si­té de Tech­no­lo­gie de Com­piègne (France), Mas­ter Ingé­nie­rie de la San­té, Par­cours des Tech­no­lo­gies Bio­mé­di­cales et Ter­ri­toires San­té, Mémoire de Pro­jet, https://travaux.master.utc.fr/, réf n° IDS294, jan­vier 2026, https://travaux.master.utc.fr/formations-master/ingenierie-de-la-sante/ids294/, https://doi.org/10.34746/ids294

Avant-Propos

Afin de faci­li­ter la lec­ture en ligne, cer­tains conte­nus addi­tion­nels n'ont pas été inclus. La ver­sion télé­char­geable consti­tue le docu­ment de réfé­rence inté­gral et contient l'ensemble des annexes néces­saires à l'approfondissement des ana­lyses présentées.

Résumé

L’imagerie scan­ner repose sur la pro­duc­tion de rayons X, leur inter­ac­tion avec les tis­sus bio­lo­giques et leur détec­tion afin de for­mer des images tomo­den­si­to­mé­triques uti­li­sées en pra­tique cli­nique. Les scan­ners conven­tion­nels, puis l’imagerie spec­trale, ont per­mis des avan­cées notables en amé­lio­rant la carac­té­ri­sa­tion tis­su­laire et la dif­fé­ren­cia­tion des maté­riaux grâce à l’analyse éner­gé­tique, mais ces tech­no­lo­gies res­tent limi­tées par les détec­teurs à inté­gra­tion d’énergie qui entraînent un bruit élec­tro­nique, une super­po­si­tion des infor­ma­tions spec­trales et une forte expo­si­tion des patients. Face à ces limites, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique s’impose comme une évo­lu­tion majeure, repo­sant sur la détec­tion directe et indi­vi­duelle des pho­tons X avec une mesure pré­cise de leur éner­gie, per­met­tant une ima­ge­rie véri­ta­ble­ment mul­ti-éner­gé­tique. Cette tech­no­lo­gie offre une amé­lio­ra­tion signi­fi­ca­tive de la réso­lu­tion spa­tiale, une meilleure carac­té­ri­sa­tion des tis­sus, une réduc­tion impor­tante de la dose de rayon­ne­ments ioni­sants et une dimi­nu­tion du volume de pro­duit de contraste admi­nis­tré. Elle ouvre des pers­pec­tives cli­niques impor­tantes, en par­ti­cu­lier en radio-pédia­trie, en can­cé­ro­lo­gie diges­tive et en ima­ge­rie car­dio­vas­cu­laire, tout en s’intégrant dans des envi­ron­ne­ments de tra­vail et des work­flows adap­tés grâce à des outils de recons­truc­tion avan­cés. Mal­gré des contraintes médi­co-éco­no­miques, régle­men­taires et tech­niques liées à son ins­tal­la­tion et à sa com­plexi­té, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique repré­sente une avan­cée vers une ima­ge­rie plus pré­cise et plus sûre.

Abstract

Com­pu­ted tomo­gra­phy ima­ging is based on the pro­duc­tion of X-rays, their inter­ac­tion with bio­lo­gi­cal tis­sues, and their detec­tion in order to gene­rate tomo­gra­phic images used in cli­ni­cal prac­tice. Conven­tio­nal CT scan­ners, fol­lo­wed by spec­tral ima­ging, have enabled signi­fi­cant advances, par­ti­cu­lar­ly by impro­ving tis­sue cha­rac­te­ri­za­tion and mate­rial dif­fe­ren­tia­tion through ener­gy ana­ly­sis ; howe­ver, these tech­no­lo­gies remain limi­ted by ener­gy-inte­gra­ting detec­tors defaults :  elec­tro­nic noise, spec­tral infor­ma­tion over­lap, and impor­tant dose requi­re­ment. In res­ponse to these limi­ta­tions, pho­ton-coun­ting CT has emer­ged as a major tech­no­lo­gi­cal evo­lu­tion, relying on the direct and indi­vi­dual detec­tion of X-ray pho­tons with pre­cise ener­gy mea­su­re­ment, enabling tru­ly mul­ti-ener­gy ima­ging. This tech­no­lo­gy pro­vides a signi­fi­cant impro­ve­ment in spa­tial reso­lu­tion, enhan­ced tis­sue cha­rac­te­ri­za­tion, a sub­stan­tial reduc­tion in ioni­zing radia­tion dose, and a decrease in the amount of admi­nis­te­red contrast medium. It opens impor­tant cli­ni­cal pers­pec­tives, par­ti­cu­lar­ly in pedia­tric radio­lo­gy, diges­tive onco­lo­gy, and car­dio­vas­cu­lar ima­ging, while inte­gra­ting into adap­ted wor­king envi­ron­ments and work­flows through advan­ced recons­truc­tion tools. Des­pite medi­co-eco­no­mic, regu­la­to­ry, and tech­ni­cal constraints rela­ted to its ins­tal­la­tion and com­plexi­ty, pho­ton-coun­ting CT repre­sents a major step toward more pre­cise and safer medi­cal imaging.

Téléchargements

Liste des abréviations

• ALARA : AS Low As Rea­so­na­bly Achievable
• ANSM : Agence Natio­nale de Sécu­ri­té du Médi­ca­ment et des pro­duits de santé
• ASIC : Appli­ca­tion-Spe­ci­fic Inte­gra­ted Circuit
• ASN : Auto­ri­té de Sûre­té Nucléaire
• AEC : Auto­ma­tic Expo­sure Control 
• CAD-RADS : Coro­na­ry Arte­ry Disease – Repor­ting and Data System
• CCAM : Clas­si­fi­ca­tion Com­mune des Actes Médicaux
• CT : Com­pu­ted Tomography
• CTDI : Com­pu­ted Tomo­gra­phy Dose Index
• DLP : Dose Length Product
• DQE : Detec­tive Quan­tum Efficiency
• DSDE : Dual Source Dual Energy
• DSSE : Dual Source Single Energy
• DECT : Dual-Ene­gy CT
• EID : Ener­gy-Inte­gra­ting Detector
• HU : Houns­field Unit
• IQR : Ite­ra­tive Quan­tum Reconstruction
• PCD : Pho­ton-Coun­ting Detector 
• PCD-CT : Pho­ton-Coun­ting Detec­tor Com­pu­ted Tomography
• PACS : Pic­ture Archi­ving and Com­mu­ni­ca­tion System
• RX : Rayons X
• SNR : Signal-to-Noise Ratio
• SPCCT : Spec­tral Pho­ton-Coun­ting Com­pu­ted Tomography
• SPP : Spec­tral Post Processing
• TAP : Thoraco-Abdomino-Pelvien
• TDM : Tomo­den­si­to­mé­trie
• TNC : True Non Contrast
• VMI : Vir­tual Mono­ener­ge­tic Imaging
• VNC : Vir­tual Non Contrast

Scanner spectral à comptage photonique

Introduction

Depuis la décou­verte des rayons X et l’invention de la radio­lo­gie, l'imagerie médi­cale per­met l’étude in-vivo et de manière non inva­sive du corps humain. Avec le déve­lop­pe­ment de tech­no­lo­gies d’acquisition ana­to­mique de plus en plus pré­cises, elle occupe actuel­le­ment une place incon­tour­nable dans la prise en charge diag­nos­tique et thé­ra­peu­tique des patients. Par­mi les dif­fé­rentes moda­li­tés, le scan­ner consti­tue l’un des exa­mens les plus pra­ti­qués en rai­son de sa rapi­di­té et de sa poly­va­lence. Chaque année en France plu­sieurs mil­lions d’actes sont ain­si réa­li­sés : 7,3 mil­lions recen­sés en 2020 [1]. Cette large adop­tion met en évi­dence les atouts du scan­ner conven­tion­nel qui n’est cepen­dant pas exempt de limites tech­niques et cli­niques qui jus­ti­fient la recherche de solu­tions tech­no­lo­giques innovantes.

En effet, ce der­nier pré­sente plu­sieurs incon­vé­nients notam­ment une réso­lu­tion spa­tiale maxi­male (de l’ordre de 0,5 mm) ne per­met­tant pas d’analyser fine­ment cer­taines struc­tures telles que la lumière coro­na­rienne ou la mor­pho­lo­gie des plaques cal­ciques. Le contraste entre les dif­fé­rents tis­sus, et par­ti­cu­liè­re­ment mous, est sou­vent insuf­fi­sant. En effet, les acqui­si­tions n’étant pas tis­su-spé­ci­fiques, plu­sieurs types tis­su­laires pré­sentent des valeurs d’atténuation proches ce qui limite la sen­si­bi­li­té pour cer­taines patho­lo­gies par rap­port à l’IRM qui est plus dis­cri­mi­nante pour de nom­breux organes. Chez cer­tains patients obèses ou lors de scans à faible dose de rayons X, des arté­facts et une dimi­nu­tion du rap­port Signal-sur-Bruit (Signal-to-Noise Ratio ou SNR) peuvent appa­raître, prin­ci­pa­le­ment en rai­son de l’augmentation du bruit quan­tique auquel peut s’ajouter le bruit élec­tro­nique du sys­tème lorsque le flux de pho­tons devient très faible. Aus­si, la quan­ti­fi­ca­tion abso­lue de l’agent de contraste injec­té  n’est pas pos­sible puisqu’elle résulte de l’atténuation glo­bale mesu­rée qui com­bine celle du pro­duit de contraste et des tis­sus et varie selon l’énergie du fais­ceau de rayons X. De plus, les agents de contraste iodés usuels posent plu­sieurs défis : néphro­toxi­ci­té, clai­rance rapide et une non-spé­ci­fi­ci­té bio­lo­gique qui empêche la détec­tion et le sui­vi des inflam­ma­tions ou le bio­mar­quage tumo­ral notam­ment. Enfin, l’usage du scan­ner pour le dépis­tage de masse ou les contrôles répé­tés est res­treint puisqu’il implique une expo­si­tion aux rayon­ne­ments ioni­sants non négli­geable et quan­ti­fiable par la dose effi­cace (indi­ca­teur dosi­mé­trique de l’exposition des popu­la­tions aux rayon­ne­ments ioni­sants). Les doses effi­caces moyennes en sca­no­gra­phie varient ain­si entre 2 mSv (scan­ner céré­bral sans injec­tion de pro­duit de contraste) et 18,5 mSv (scan­ner tho­ra­co-abdo­mi­no-pel­vien ou TAP). À titre com­pa­ra­tif, en radio­lo­gie conven­tion­nelle, ces doses sont beau­coup plus faibles et com­prises entre 0,05 mSv (radio­gra­phie tho­ra­cique) et 3 mSv sur cer­taines radio­gra­phies en incluant la sco­pie de cen­trage [2]. Ain­si, bien que repré­sen­tant moins de 15% des moda­li­tés de radio­lo­gie, les actes de sca­no­gra­phie sont à l'origine des trois quarts des rayon­ne­ments ioni­sants aux­quels s'exposent les patients [3], ce qui sou­lève un enjeu majeur de radioprotection.

C’est dans ce contexte qu’une nou­velle géné­ra­tion de scan­ner spec­tral à comp­tage pho­to­nique émerge. Capable de mesu­rer l’énergie de chaque pho­ton inci­dent, elle pro­met non seule­ment une amé­lio­ra­tion de la réso­lu­tion spa­tiale et du contraste mais éga­le­ment une réduc­tion du bruit, garan­tis­sant ain­si une meilleure dis­cri­mi­na­tion des tis­sus tout en rédui­sant les volumes de pro­duits de contraste injec­tés et les doses de rayons X envoyées au patient. Récente, le déploie­ment de cette tech­no­lo­gie en France est encore très limi­té avec une dizaine d’équipements ins­tal­lés (exclu­si­ve­ment des variantes de la gamme Naeo­tom Alpha de Sie­mens Heal­thi­neers) par­mi les quelque huit-cents scan­ners conven­tion­nels en ser­vice au sein des struc­tures publiques et pri­vées à but non lucra­tif [1].

Les enjeux autour d’une nouvelle génération de scanners

L’imagerie médi­cale connaît un essor tech­no­lo­gique avec le scan­ner spec­tral à comp­tage pho­to­nique.  Du point de vue du patient, il pro­met d'offrir plu­sieurs béné­fices signi­fi­ca­tifs. Le prin­ci­pal réside dans l’amélioration de sa fonc­tion diag­nos­tique, la réduc­tion de l’exposition aux rayons X est éga­le­ment pri­mor­diale puisqu’elle dimi­nue le risque de patho­lo­gies soma­tiques radio-induites. Par ailleurs, la qua­li­té des images obte­nues devrait per­mettre des diag­nos­tics plus pré­coces et plus pré­cis : le scan­ner aurait ain­si contri­bué à réduire de 54% les coro­na­ro­gra­phies inva­sives chez les patients à haut risque [4]. La dose de pro­duit de contraste injec­té devrait éga­le­ment dimi­nuer comme vu dans les exa­mens d’angioscanographie où la dose a été réduite jusqu’à 47% et de 38% dans le diag­nos­tic d’embolie pul­mo­naire [5] [6].

Du côté du construc­teur, le déve­lop­pe­ment du scan­ner à comp­tage pho­to­nique néces­site des inves­tis­se­ments mas­sifs en recherche pour l’étude de nou­veaux maté­riaux et de cir­cuits inté­grés com­pa­tibles avec le trai­te­ment de grandes quan­ti­tés de don­nées. La fia­bi­li­té et la pré­ci­sion des détec­teurs sont essen­tielles pour garan­tir des images de haute qua­li­té, elles sont enca­drées par des normes et une régle­men­ta­tion stricte accom­pa­gnées de contrôles qua­li­té rigou­reux. Sur le plan com­mer­cial, l’enjeu réside éga­le­ment dans la com­pé­ti­ti­vi­té afin de pro­po­ser un scan­ner inno­vant capable de séduire les éta­blis­se­ments hos­pi­ta­liers en répon­dant à leurs besoins [6].

Pour le méde­cin, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique peut consti­tuer un outil révo­lu­tion­naire. La capa­ci­té à obte­nir des images plus détaillées et à dis­cri­mi­ner plus fine­ment les tis­sus amé­liore la pré­ci­sion des diag­nos­tics et peut influen­cer direc­te­ment les déci­sions thé­ra­peu­tiques. Cette tech­no­lo­gie faci­lite la détec­tion pré­coce de zones séquel­laires com­plexes, et per­met un sui­vi plus pré­cis de l’évolution des trai­te­ments. Cepen­dant, l’introduction de ce scan­ner implique aus­si de nom­breux défis : les radio­logues doivent se for­mer à l’interprétation des images géné­rées, qui peuvent être plus com­plexes à étu­dier que celles des scan­ners clas­siques, et adap­ter leurs pro­to­coles pour tirer plei­ne­ment par­ti de cette tech­no­lo­gie. Cela néces­site du temps, des res­sources péda­go­giques et une col­la­bo­ra­tion étroite avec les équipes tech­niques pour inté­grer ces inno­va­tions dans la pra­tique quo­ti­dienne [6] [7]. 

Au vu de tous ces enjeux, il convient de se poser la ques­tion sui­vante : Quels sont les apports cli­niques et tech­niques du scan­ner spec­tral à comp­tage pho­to­nique en ima­ge­rie médi­cale ? Est-ce pour le construc­teur juste un moyen de gar­der une lon­gueur d’avance sur ses concur­rents ? Les Éta­blis­se­ment de San­té s'équipent-ils de cette tech­no­lo­gie dans un sou­ci d’image de l'établissement sans réel apport cli­nique ? 

Ce pro­jet a pour objet de pro­po­ser une vision claire sur cette tech­no­lo­gie émer­gente et de ser­vir de sup­port de réflexion pour déter­mi­ner si les amé­lio­ra­tions appor­tées jus­ti­fient son adop­tion dans les centres de santé.

I. Principes physiques et technologiques du scanner conventionnel et spectral

L’exploration de l’anatomie repose sur plu­sieurs moda­li­tés d’imagerie médi­cale, conçues pour répondre à des objec­tifs cli­niques et diag­nos­tiques variés. Celles-ci se répar­tissent en trois caté­go­ries : l'imagerie "topo­gra­phique" qui repré­sente la sur­face du corps, l'imagerie par pro­jec­tion qui montre l'interaction de radia­tions dans les tis­sus selon des direc­tions connues et  l'imagerie tomo­gra­phique qui est une repré­sen­ta­tion bidi­men­sion­nelle en coupe de la dis­tri­bu­tion spa­tiale des inter­ac­tions locales des rayons X avec les tis­sus à tra­vers le corps humain. C’est sur cette der­nière que repose la Tomo­den­si­to­mé­trie (TDM) qui per­met au scan­ner ou Com­pu­ted-Tomo­gra­phy (CT) de mesu­rer les pro­prié­tés des tis­sus en tout point du corps.

1. Présentation de la tomodensitométrie

1.1. Bases physiques de la production des rayons X

La pro­duc­tion des ondes élec­tro­ma­gné­tiques de haute fré­quence (rayons X) est assu­rée par un dis­po­si­tif appe­lé tube radio­gène, consti­tué prin­ci­pa­le­ment d’une cathode et d’une anode enfer­mées dans une enve­loppe sous vide. Lorsque le tube est ali­men­té, un cou­rant élec­trique chauffe un fila­ment situé dans la cathode et pro­voque l’émission d’électrons par effet ther­moïo­nique. Ces élec­trons sont ensuite accé­lé­rés à grande vitesse vers l’anode grâce à une dif­fé­rence de poten­tiel appli­quée entre les deux élec­trodes et fixant l’énergie maxi­male du fais­ceau. Le cou­rant (typi­que­ment entre 50 et 500 mA) est régu­lé par le géné­ra­teur et déter­mine la quan­ti­té de pho­tons géné­rés tan­dis que la ten­sion appli­quée fixe leur éner­gie. En effet, une ten­sion d’accélération de 150 kV pro­duit des pho­tons X d’énergie maxi­male 150 keV. L'énergie moyenne du spectre est lar­ge­ment infé­rieure du fait de la fil­tra­tion des pho­tons de basse éner­gie peu péné­trants (dose inutile à la consti­tu­tion de l’image radio­lo­gique) et de la nature des inter­ac­tions pré­sen­tées en Figure 1. Une ten­sion d’acquisition faible réduit la dose et aug­mente le contraste mais éga­le­ment le bruit. En pra­tique cli­nique, le mAs ou charge, défi­ni comme le pro­duit du cou­rant à la cathode (mA) par la durée de son appli­ca­tion (s), est aus­si contrô­lé car il condi­tionne le bruit et la dose déli­vrée au patient. On note que la qua­si-tota­li­té de l’énergie trans­fé­rée lors de l’impact est dis­si­pée sous forme de cha­leur, si bien que moins d’1% seule­ment se trans­forme en rayons X exploi­tables. Pour cette rai­son, l’anode est conçue pour résis­ter à de hautes tem­pé­ra­tures (jusqu’à 2.5k °C), sou­vent sous forme d’anode rota­tive à dis­si­pa­tion ther­mique [8].

Le rayon­ne­ment X est obte­nu par l’interaction des élec­trons avec une cible ano­dique géné­ra­le­ment en Tungs­tène et pro­vient de deux ori­gines distinctes :

• Le rayon­ne­ment de frei­nage conti­nu (Brem­ss­trah­lung), pro­vient de l’interaction (accé­lé­ra­tion, frei­nage ou chan­ge­ment de direc­tion) d’un élec­tron avec le champ élec­trique du noyau ato­mique via l’attraction cou­lom­bienne. On a alors une conver­sion de l’énergie ciné­tique en rayon­ne­ment électromagnétique.
• Le rayon­ne­ment carac­té­ris­tique dis­cret, émis lorsqu’un élec­tron inci­dent expulse un élec­tron interne de l’anode, la réor­ga­ni­sa­tion des couches élec­tro­niques entraîne alors la libé­ra­tion d’un pho­ton d’énergie défi­nie (fluo­res­cence).

Figure 1. Spectre d'émission d'un tube à rayons X avec une tension d'accélération de 150 kV. [9]

Le spectre obte­nu pour un tube est donc le cumul d’un conti­nuum et de raies défi­nies (spectre poly­chro­ma­tique). En sca­no­gra­phie, la gamme d’énergie des rayons X uti­li­sée va de 40 keV et jusqu’à 190 keV dans cer­tains cas. Une fois pro­duits, des filtres pri­maires absorbent les pho­tons les moins éner­gé­tiques (géné­ra­le­ment infé­rieurs à 20 keV [10]). La fenêtre de sor­tie et le col­li­ma­teur pri­maire (dia­phragme) assurent ensuite res­pec­ti­ve­ment l'émission des rayons X puis la défi­ni­tion de la forme et des dimen­sions du fais­ceau pour limi­ter la diver­gence (adap­ta­tion aux lar­geurs d’exploration et aux épais­seurs de coupes dési­rées) et réduire l’exposition inutile du patient [11]. En effet, dans le corps humain, les pho­tons de basse éner­gie sont absor­bés par les pre­miers cen­ti­mètres de tis­su et ne sont donc pas exploi­tables. Les pho­tons X peuvent à pré­sent inter­agir avec les struc­tures ana­to­miques que l’on sou­haite explorer.

1.2. Interaction des rayons X avec les tissus biologiques

La tomo­den­si­to­mé­trie repose sur l’association du spectre éner­gé­tique au coef­fi­cient d’atténuation linéaire à chaque tis­su. Au sein des tis­sus tra­ver­sés, les RX inter­agissent avec la matière selon 2 prin­ci­paux types d’interactions. 

Dans le cas de l’effet pho­to­élec­trique, le pho­ton inci­dent inter­agit avec un élec­tron de cœur (géné­ra­le­ment issu des couches élec­tro­niques K et L de l’atome) en lui cédant l’intégralité de son éner­gie et entraî­nant son éjec­tion (pho­to­élec­tron). L’atome se retrouve ioni­sé et va se désex­ci­ter soit par libé­ra­tion d’un élec­tron (pro­ces­sus non radia­tif Auger-Meit­ner), soit par réar­ran­ge­ment de son nuage élec­tro­nique pro­vo­quant l’émission d’un pho­ton de fluo­res­cence. Cet effet est pré­do­mi­nant aux faibles éner­gies (<50 keV) et direc­te­ment pro­por­tion­nel à la den­si­té du tis­su, il contri­bue donc au contraste qui est recher­ché pour pro­duire l’image. 

Lors d’une inter­ac­tion par effet Comp­ton, le pho­ton inci­dent est dévié de sa tra­jec­toire ini­tiale suite à une col­li­sion avec un élec­tron de valence qui est alors expul­sé en récu­pé­rant une par­tie de son éner­gie. Le pho­ton atté­nué et dévié est alors détec­table dans une zone dif­fé­rente du lieu d'interaction, l’information spa­tiale est alté­rée et le bruit géné­ré aug­mente. On note que les sep­ta (fines lames de Plomb) de la grille anti-dif­fu­sante (ou col­li­ma­tion secon­daire) pla­cée avant la détec­tion réduisent l’impact de ces rayon­ne­ments dif­fu­sés sur la qua­li­té de l’image.

Ces inter­ac­tions modi­fient l’intensité et l’énergie des pho­tons qui arrivent au détec­teur. La dif­fu­sion Ray­leigh, qui cor­res­pond à la dévia­tion des pho­tons pri­maires, est très mino­ri­taire et s’effectue sans perte d’énergie mais peut entraî­ner la for­ma­tion d’un léger voile dif­fus sur les acqui­si­tions (bruit).  [11] [12]

Selon leur numé­ro ato­mique, leur den­si­té (com­po­si­tion chi­mique) et l’énergie des RX inci­dents, les tis­sus tra­ver­sés sont repré­sen­tés en plu­sieurs nuances de gris cor­res­pon­dant aux uni­tés Houns­field attri­buées à chaque pixel. Les os sont ain­si plus visibles que les tis­sus pul­mo­naires par exemple (contraste). Enfin, le coef­fi­cient d’atténuation des tis­sus humains étant inver­se­ment pro­por­tion­nel à l’énergie des RX, le contraste est maxi­mal à bas keV (mais le bruit éga­le­ment). Cette notion est impor­tante pour assu­rer la qua­li­té des acqui­si­tions tout en res­pec­tant le prin­cipe ALARA (AS Low As Rea­so­na­bly Achie­vable) pour mini­mi­ser la dose déli­vrée aux patients. Suite à leurs inter­ac­tions au sein des tis­sus du patient, les pho­tons X doivent ensuite être détec­tés pour pro­duire une image.

1.3. Principe du détecteur à intégration d’énergie

Les détec­teurs des scan­ners conven­tion­nels fonc­tionnent sur le prin­cipe d’intégration d'énergie (Ener­gy Inte­gra­ting Detec­tors ou  EID) et reposent sur des cris­taux scin­tilla­teurs (sou­vent du Gado­li­nium Oxy-Sul­phide ou une céra­mique dopée) qui conver­tissent les rayons X en pho­tons visibles. Cette étape est per­mise par l’absorption des pho­tons X par les élec­trons du détec­teur qui entraîne l’émission de pho­tons de scin­tilla­tion (lumière visible). Ces der­niers sont ensuite détec­tés par des pho­to­diodes assem­blées en matrices de pho­to­dé­tec­teurs. Elles conver­tissent l’énergie dépo­sée en signaux élec­triques pro­por­tion­nels à l’intensité des pho­tons reçus. Le phé­no­mène de conver­sion pho­tons X - pho­tons lumi­neux étant dif­fus, des sep­ta optiques réflé­chis­santes sont uti­li­sées pour  limi­ter le cross-talk entre les cris­taux scin­tillants adja­cents en confi­nant la lumière de chaque élé­ment comme pré­sen­té Figure 2. 

Enfin, L’épaisseur du détec­teur doit garan­tir l'interaction des pho­tons inci­dents au sein des cris­taux pour évi­ter l’exposition du patient sans détec­tion sub­sé­quente (dose inutile). Cette notion est défi­nie par le para­mètre de Detec­tive Quan­tum Effi­cien­cy (DQE) ou effi­ca­ci­té quan­tique de détec­tion qui cor­res­pond à la pro­ba­bi­li­té qu’un pho­ton absor­bé engendre un signal élec­trique exploitable.

Figure 2. Représentation schématique du détecteur à integration d’énergie. [13]

En rédui­sant la sur­face effec­tive du détec­teur (fill-fac­tor) à cause des zones inex­ploi­tables (dead-zone) qui affectent son effi­ca­ci­té géo­mé­trique, cette archi­tec­ture doit com­pen­ser la perte de signal par une aug­men­ta­tion de la dose. On iden­ti­fie plu­sieurs limites intrin­sèques des EID [14] :

• La pré­sence de sep­ta et la dis­per­sion iso­trope des pho­tons lumi­neux au sein d’un même scin­tilla­teur limitent la réso­lu­tion spatiale.
• Les EID intègrent la lumière émise sur une courte période et pro­duisent un signal pro­por­tion­nel à la somme des éner­gies des pho­tons inci­dents. De ce fait, les pho­tons de basse éner­gie (por­teurs d’une grande par­tie de l’information de contraste) sont pro­por­tion­nel­le­ment moins valo­ri­sés (sous-pon­dé­rés) dans le signal final, ce qui réduit la sen­si­bi­li­té au contraste et empêche l’imagerie spec­trale intrinsèque. 
• L’étape d’intégration des signaux et l’électronique asso­ciée intro­duisent un bruit (élec­tro­nique et de lec­ture) qui limite la qua­li­té d’image à bas keV. Les EID ne peuvent pas com­plè­te­ment éli­mi­ner ce bruit intrinsèque. 

Suite à leur pro­duc­tion, leurs inter­ac­tions avec les tis­sus d’intérêt et leur détec­tion, les signaux recueillis doivent fina­le­ment être trai­tés pour per­mettre la for­ma­tion de l’image finale.

1.4. Reconstruction de l’image à partir des acquisitions

Le prin­cipe de for­ma­tion de l’image repose sur la mesure de l’atténuation moyenne d’un spectre d'émission dont l’énergie maxi­male est défi­nie en amont de l’examen. Après le détec­tion des pho­tons X et la pro­duc­tion des signaux élec­triques par conver­sion indi­recte, ces der­niers sont ampli­fiés et numé­ri­sés par des conver­tis­seurs analogique‑numérique puis orga­ni­sés en sino­grammes (ensemble de pro­jec­tions pour chaque angle d’acquisition). La mesure de l’atténuation pour chaque angle per­met d’établir des pro­fils d’atténuation qui servent de don­nées brutes pour la recons­truc­tion tomographique.

La conver­sion des don­nées de pro­jec­tion en image repose sur des algo­rithmes mathé­ma­tiques de recons­truc­tion. L’image recons­truite est repré­sen­tée sous forme d’une matrice numé­rique bidi­men­sion­nelle, géné­ra­le­ment de 512×512 pixels pour les coupes axiales en rou­tine cli­nique, et jusqu’à 2048×2048 sur des scan­ners haut de gamme pour aug­men­ter la réso­lu­tion spa­tiale. Chaque pixel reçoit une valeur de coef­fi­cient d’atténuation expri­mée en uni­tés Houns­field (HU), qui reflète la den­si­té locale du tis­su. La cor­res­pon­dance entre la valeur numé­rique d’un pixel et l’affichage en niveaux de gris est gérée par une Look‑Up Table (LUT) qui mappe les valeurs HU aux niveaux de gris affi­chés, tan­dis que les para­mètres de fenê­trage ajustent la gamme de valeurs HU visibles pour opti­mi­ser le contraste selon le type de tis­su ciblé. La recons­truc­tion des images peut être réa­li­sée soit par des méthodes ité­ra­tives telles que l’Iterative Quan­tum Recons­truc­tion (IQR), consis­tant à com­pa­rer l’image recons­truite aux don­nées de pro­jec­tion mesu­rées et à ajus­ter l’image à chaque ité­ra­tion en fonc­tion des écarts obser­vés, soit par rétro­pro­jec­tion fil­trée, qui repose sur une recons­truc­tion directe selon une séquence unique d’opérations mathé­ma­tiques (matrice de convo­lu­tion ou ker­nel) [11] [15]. La recons­truc­tion, réa­li­sée par une uni­té spé­cia­li­sée (Image Recons­truc­tion Sys­tem ou IRS), néces­site une impor­tante puis­sance de cal­cul et une durée variant entre quelques secondes en rétro­pro­jec­tion fil­trée à plu­sieurs minutes pour les méthodes itératives.

Ain­si, les RX sont quo­ti­dien­ne­ment uti­li­sés en ima­ge­rie médi­cale pour acqué­rir des radio­gra­phies bidi­men­sion­nelles (2D) ou recons­truire des tomo­den­si­to­mé­tries tri­di­men­sion­nelles (volu­mique ou 3D) par empi­le­ment des coupes. On parle alors d’unités élé­men­taires volu­miques ou voxels qui sont obte­nus par recons­truc­tions mul­ti-pla­naires (mul­ti­pla­nar recons­truc­tion ou MPR). 

Fina­le­ment, au cours des der­nières années, la tomo­den­si­to­mé­trie conven­tion­nelle a connu plu­sieurs évo­lu­tions visant à amé­lio­rer les soins médi­caux. Ces avan­cées tech­no­lo­giques ont été appli­quées à l'acqui­si­tion en rédui­sant les temps de rota­tion du tube, en aug­men­tant les plages de ten­sion (kV) et de cou­rant (mA) dis­po­nibles et en uti­li­sant une fil­tra­tion sup­plé­men­taire, à la détec­tion en rédui­sant la taille des cris­taux ou encore à la recons­truc­tion avec des algo­rithmes plus per­for­mants. Ces amé­lio­ra­tions ont per­mis de réduire la dose admi­nis­trée au patient tout en amé­lio­rant la qua­li­té de l'image grâce à la réduc­tion du bruit et/ou à l'amélioration de la réso­lu­tion spa­tiale et du contraste. 

Depuis moins de 20 ans, une autre avan­cée majeure a été per­mise par le déve­lop­pe­ment de pla­te­formes de TDM à double éner­gie, basées sur l'acquisition ou la détec­tion de deux spectres de rayons X à basse et haute éner­gie, per­met­tant d'évaluer sépa­ré­ment la contri­bu­tion de l'effet pho­to­élec­trique (com­po­si­tion chi­mique) et de l'effet Comp­ton (den­si­té). L'information spec­trale peut alors être uti­li­sée pour géné­rer de nou­veaux types d'images qui faci­litent la détec­tion et la carac­té­ri­sa­tion des lésions. 

2. Installation complète d’une salle et modèles de scanner

Le scan­ner uti­lise un tube moto­ri­sé en rota­tion conti­nue (1 à 4 tours/s) dans un anneau cir­cu­laire sta­tique ou gan­try, la table sur laquelle est allon­gé le patient se déplace pour per­mettre une étude loca­li­sée ou corps entier en fonc­tion du pro­to­cole d’acquisition. Le pitch ou pas, rap­port entre la dis­tance par­cou­rue par la table pen­dant une rota­tion du tube et la lar­geur totale du fais­ceau de rayons X, est un para­mètre impor­tant de la durée d’acquisition. En effet, un pitch > 1 (éti­ré) réduit le temps d’acquisition et la dose déli­vrée mais aug­mente le bruit et le risque d'artéfacts de recons­truc­tion. À l’inverse, un pitch < 1 (che­vau­ché) amé­liore la qua­li­té des images mais ral­longe la durée des acqui­si­tions et la dose asso­ciée [16]. 

En com­plé­ment du scan­ner, de la table d’examen et de la sta­tion de recons­truc­tion des acqui­si­tions, de nom­breux autres élé­ments sont pré­sents dans la salle pour assu­rer le fonc­tion­ne­ment et la sécu­ri­té des exa­mens. On retrouve tout d’abord une armoire pour l’alimentation élec­trique et pour la cli­ma­ti­sa­tion à air ou liquide. Un injec­teur peut éga­le­ment être pré­sent pour l’administration des pro­duits de contraste géné­ra­le­ment par voie intra­vei­neuse. On note que ce sont les pro­duits de contraste iodés (PCI) qui sont actuel­le­ment les plus uti­li­sés pour leur numé­ro ato­mique éle­vé (Z=53) per­met­tant une absorp­tion des rayons se tra­dui­sant par un fort contraste à l’image. En rai­son de leur toxi­ci­té, les PCI ne sont pas méta­bo­li­sés par l’organisme et doivent donc être éli­mi­nés par fil­tra­tion rénale, cela impose un débit de fil­tra­tion glo­mé­ru­laire (DFG) suf­fi­sant pour évi­ter une néphro­pa­thie au pro­duit de contraste. Enfin, la ges­tion des pro­to­coles, les para­mètres d’injection du pro­duit de contraste (volume et débit) et la visua­li­sa­tion des acqui­si­tions sont pos­sibles depuis le poste de com­mande infor­ma­ti­sé qui assure la pro­tec­tion des uti­li­sa­teurs pen­dant les exa­mens (dépor­té).

2.1. Architecture du scanner 

Le scan­ner peut être décli­né en 2 catégories :

• Le scan­ner mono­tube est doté d’une seule source de RX et d'une matrice de détec­teurs mul­ti-bar­rettes (Mul­ti-Detec­tor CT) asso­ciée et pré­sen­tée Figure 3. On désigne par bar­rette une ran­gée de cris­taux scin­tillants (allant géné­ra­le­ment de 800 à 2000 dans l’axe X) dis­po­sés en arc de cercle. C’est la jux­ta­po­si­tion de ces bar­rettes de détec­teurs dans l’axe cra­nio-cau­dal du patient (ou axe Z) qui per­met d’augmenter le nombre de coupes axiales acquises simul­ta­né­ment : géné­ra­le­ment 16, 32, 64, 128, voire jusqu’à 320 coupes. Un scan­ner 128 bar­rettes avec des cris­taux scin­tillants de 0.625 mm offre ain­si une cou­ver­ture lon­gi­tu­di­nale totale de 80mm par rota­tion (acqui­si­tion simul­ta­née de 128 coupes de 0.625 mm d'épaisseur). L’étendue trans­verse (plan X-Y) est quant à elle défi­nie par le FOV (Field-Of-View) qui module la sur­face de cris­taux scin­tillants cou­verte par le fais­ceau [16]. 

Figure 3. Représentation des géométries de détecteurs utilisés dans les TDM 64 coupes de 4 fabricants différents. Siemens utilise un système de détecteurs asymétriques avec un foyer flottant (Flying Focal Spot ou FFS) pour doubler le nombre de projections. [9]

• Le scan­ner bitube uti­lise deux sys­tèmes tube-détec­teur for­mant un angle droit et qui tournent simul­ta­né­ment. En tomo­den­si­to­mé­trie héli­coï­dale, l’ensemble tube-détec­teur effec­tue une rota­tion conti­nue de 360° (spi­rale) autour du patient incluant un balayage angu­laire de 180° pour l’acquisition des don­nées et les 180° res­tant uti­li­sés pour la recons­truc­tion de l'image par inter­po­la­tion et rétro­pro­jec­tion. Dans un sys­tème mono-tube, la vitesse de rota­tion doit être divi­sée par 2 pour obte­nir la réso­lu­tion tem­po­relle (durée d’acquisition d’une image). L’architecture bi-tube per­met de divi­ser à nou­veau par 2 cette valeur et est donc par­ti­cu­liè­re­ment inté­res­sante en ima­ge­rie car­diaque et pul­mo­naire pour réduire les arté­facts de mou­ve­ments. Cette archi­tec­ture est très peu répan­due du fait de sa com­plexi­té et de son coût éle­vé. Le scan­ner bitube offre deux modes de fonc­tion­ne­ment dont le “Dual Source Single Ener­gy” (DSSE) qui exploite les deux tubes à une ten­sion iden­tique pour maxi­mi­ser la réso­lu­tion tem­po­relle (indis­pen­sable en car­dio-TDM) et la puis­sance du flux de pho­tons (patient obèse), pri­vi­lé­giant la net­te­té des struc­tures mobiles plu­tôt que l'analyse spec­trale des maté­riaux. À l'inverse, le mode “Dual Source Dual Ener­gy” (DSDE) per­met une carac­té­ri­sa­tion pré­cise des tis­sus par 2 acqui­si­tions simul­ta­nées à des ten­sions dif­fé­rentes [17].

L’architecture du scan­ner est donc impor­tante à prendre en compte en fonc­tion des usages cli­niques pré­vus. Avec des champs d’exploration plus avan­cés, le choix de la tech­no­lo­gie de détec­tion spec­trale l’est tout autant.

2.2. Particularités techniques de l’imagerie spectrale

En inté­grant l'énergie de l'ensemble des pho­tons X reçus, les détec­teurs des scan­ners conven­tion­nels ne per­mettent pas leur dif­fé­ren­cia­tion native. Il reste néan­moins pos­sible d’obtenir une ima­ge­rie spec­trale par la réa­li­sa­tion d’acquisitions à dif­fé­rents niveaux d’énergie pour per­mettre la dis­cri­mi­na­tion des tis­sus ayant des numé­ros ato­miques dif­fé­rents mais des coef­fi­cients d’atténuation proches. En pra­tique, l’atténuation est mesu­rée à 2 éner­gies dif­fé­rentes pour chaque pixel de l’image : une ten­sion basse à 80 kV et une haute à 140 kV. L’analyse de la dépen­dance éner­gé­tique de l’atténuation révèle alors les dif­fé­rentes signa­tures éner­gé­tiques. En plus des infor­ma­tions ana­to­miques four­nies jusqu’alors, cette tech­no­lo­gie ren­seigne éga­le­ment sur la com­po­si­tion chi­mique des élé­ments conte­nus dans la zone étudiée.

Grâce aux infor­ma­tions four­nies par cette double acqui­si­tion, les logi­ciels de trai­te­ment per­mettent ensuite de géné­rer des images mono­éner­gé­tiques vir­tuelles (Vir­tual Mono­ener­ge­tic Ima­ging ou VMI) par recons­truc­tion à un niveau d’énergie dif­fé­rent de ceux aux­quels ont été réa­li­sées les acqui­si­tions. Les recons­truc­tions VMI à basse éner­gie amé­liorent le contraste des agents iodés et aug­mentent le rap­port contraste sur bruit (CNR), contrai­re­ment au fenê­trage d’énergie, ce qui per­met de réduire le volume d’agent de contraste néces­saire. À l’inverse, les recons­truc­tions VMI à haute éner­gie sont uti­li­sées pour réduire les arté­facts, notam­ment métal­liques, opti­mi­sant ain­si la qua­li­té de l’image. En quan­ti­fiant la com­po­si­tion de chaque maté­riau grâce à des modèles phy­siques ou des algo­rithmes de sépa­ra­tion spec­trale, les images de décom­po­si­tion maté­rielles per­mettent d’obtenir des cartes spé­ci­fiques, comme celles de la concen­tra­tion en iode (car­to­gra­phie de den­si­té d’iode) qui est par­ti­cu­liè­re­ment utile en angio­gra­phie. Cette méthode de trai­te­ment de l’image per­met éga­le­ment d'identifier et de sous­traire les contri­bu­tions de l’agent de contraste afin de simu­ler une image sans pro­duit de contraste ou VNC (Vir­tual Non-Contrast Ima­ging). En rem­pla­çant les acqui­si­tions réa­li­sées sans pro­duit de contraste (non injec­tées ou True Non Contrast Ima­ging), ce mode peut limi­ter le nombre d'examens et donc l’exposition des patients aux rayon­ne­ments ioni­sants. Il est uti­li­sé au cas par cas en fonc­tion de la qua­li­té d'image atten­due car la qua­li­té de recons­truc­tion reste impré­cise. Enfin, d’autres car­to­gra­phies, telles que la carte de den­si­té élec­tro­nique, de sup­pres­sion de Cal­cium ou de Z effec­tif sont éga­le­ment disponibles.

Les sys­tèmes de scan­ner à double éner­gie (Dual-Ene­gy CT ou DECT) repo­sant sur ce prin­cipe se dis­tinguent de la géné­ra­tion pré­cé­dente par des varia­bi­li­tés au niveau de leur émet­teur et/ou détec­teur à RX, en fonc­tion du dis­po­si­tif on parle d’acquisition ou de détec­tion bi-éner­gie, la Figure 4 per­met de repré­sen­ter les prin­ci­pales méthodes d'émission ou de détec­tion spec­trale utilisées :

Figure 4. Représentation schématique des différents systèmes à double énergie. On distingue la double émission (a, b, c) du système à double détection (d). [8]

• A : Modèle DSDE simple
• B : Tech­no­lo­gie kV Swit­ching pro­po­sée par Gene­ral Elec­tric et Canon, visant à émettre des fais­ceaux de RX en alter­nant rapi­de­ment les deux niveaux d’énergie (80 kV et 140 kV) et de cette manière, obte­nir deux atté­nua­tions qua­si simul­ta­nées. Cette solu­tion pré­sente néan­moins l’inconvénient de déca­lage tem­po­rel et angu­laire entre les deux mesures.
• C : Tech­no­lo­gies Twin Beam pro­po­sée par Sie­mens, qui consiste à uti­li­ser une seule source de RX et des filtres afin de divi­ser le fais­ceau en un spectre de RX de haute et basse énergie.
• D : Modèle à détec­tion spec­trale pro­po­sé par Phi­lips (IQon Spec­tral CT), doté d’une double couche per­met­tant la sépa­ra­tion des basses et des hautes éner­gies à la sor­tie du patient. Le tube va émettre un rayon­ne­ment à une seule éner­gie 100, 120 ou 140 kV et le détec­teur sépare auto­ma­ti­que­ment l’énergie du fais­ceau grâce à ses deux couches de détec­tion sen­sibles aux dif­fé­rentes niveaux d’énergie : les don­nées spec­trales sont tou­jours disponibles.

En somme, l’introduction de la TDM double éner­gie per­met une exploi­ta­tion spec­trale des rayons X mais reste limi­tée par la sen­si­bi­li­té et la réso­lu­tion des détec­teurs à inté­gra­tion d’énergie. L’échantillonnage actuel du spectre de rayons X en niveaux haut et bas d’énergie res­treint les infor­ma­tions néces­saires à la décom­po­si­tion maté­rielle et ne per­met pas d’imagerie K-edge ou mul­ti-contraste. Dans le cas des sys­tèmes d’acquisition bi-éner­gie, l’exposition du patient à 2 fais­ceaux et le che­vau­che­ment des spectres ont des réper­cus­sions néga­tives sur la dose déli­vrée et la qua­li­té des recons­truc­tions. De même, des phé­no­mènes de dur­cis­se­ment du fais­ceau (beam-har­de­ning) liés à l’atténuation pré­fé­ren­tielle des pho­tons de faible éner­gie par les tis­sus de forte den­si­té entraînent une dégra­da­tion de l’image (zones arti­fi­ciel­le­ment claires ou sombres) et res­tent dif­fi­ciles à cor­ri­ger [8]. Cette tech­no­lo­gie ouvre néan­moins la voie à une nou­velle géné­ra­tion d’appareils à comp­tage pho­to­nique ou Pho­ton-Coun­ting Detec­tor Com­pu­ted Tomo­gra­phy (PCD-CT), répon­dant à ces limi­ta­tions en per­met­tant une dis­cré­ti­sa­tion spec­trale encore plus pré­cise grâce à leurs détec­teurs pho­to­niques innovants.

3. Principe et spécificités de la détection photonique

Depuis plus de deux décen­nies, les sys­tèmes de tomo­den­si­to­mé­trie à double éner­gie sont uti­li­sés pour réa­li­ser des images spec­trales en dis­tin­guant les pho­tons à faible éner­gie de ceux à haute éner­gie. Plus récem­ment, une nou­velle géné­ra­tion de détec­teurs à réso­lu­tion éner­gé­tique, appe­lés PCD (Pho­ton Coun­ting Detec­tor), a fait son appa­ri­tion pour rem­pla­cer les EID pré­sents dans les sys­tèmes de tomo­den­si­to­mé­trie mono et double éner­gie conventionnels.

3.1. Choix du matériau semi-conducteur

Au contraire des détec­teurs à inté­gra­tion (EID), l’architecture des PCD com­prend un com­po­sant semi-conduc­teur fonc­tion­nant par conver­sion directe des pho­tons X inci­dents en paires élec­tron-trou. Les maté­riaux uti­li­sés sont sélec­tion­nés selon dif­fé­rents cri­tères dont leur numé­ro ato­mique qui doit être suf­fi­sant pour assu­rer une bonne effi­ca­ci­té d’absorption des RX. Un numé­ro ato­mique Z éle­vé per­met de pri­vi­lé­gier des inter­ac­tions photons/matière de type pho­to­élec­trique, ce qui est l’objectif recher­ché. On s’intéresse donc à l’épaisseur néces­saire pour stop­per 90% des pho­tons inci­dents en fonc­tion de leur éner­gie en keV. Les tra­vaux de recherches ont per­mis d’identifier plu­sieurs maté­riaux semi-conduc­teurs pou­vant être uti­li­sés pour le comp­tage pho­to­nique : le Tel­lure de Cad­mium (CdTe) ou encore le Cad­mium Zinc Tel­lu­ride (CdZnTe ou CZT) sont les plus uti­li­sés actuel­le­ment pour leur pro­prié­tés d’absorption aux niveaux d’énergies uti­li­sés en cli­nique. Pour cette même rai­son, le Sili­cium (Si) pour­rait consti­tuer une alter­na­tive mais néces­site une épais­seur de couche lar­ge­ment supé­rieure à celle du CdTe pour un même pou­voir d’atténuation [18]. La Figure 5 per­met de com­pa­rer dif­fé­rents maté­riaux semi-conduc­teur candidats : 

Figure 5. Épaisseur de matériau (en mm) nécessaire pour stopper 90% des photons incidents en fonction de leur énergie (en keV) pour différentes applications : mammographie (jaune), radiographie (bleu) et scintigraphie (vert). [18]

Cette notion est impor­tante à prendre en consi­dé­ra­tion car l’épaisseur du maté­riau entraîne cer­taines limites contrai­gnantes [19] [10] : 

• Il faut être capable de pro­duire l’épaisseur néces­saire avec une bonne pure­té cris­tal­line (cris­tal­lo­ge­nèse)  et la trans­for­mer (découpe, polis­sage, trai­te­ment de surface …)
• En fonc­tion de l’architecture du détec­teur et des pro­prié­tés de trans­port des charges du maté­riau, une trop grande épais­seur peut réduire les performances
• La bande inter­dite (ou Eg, éner­gie mini­male néces­saire pour exci­ter un élec­tron de la bande de valence vers la bande de conduc­tion) doit être suf­fi­sam­ment éle­vée pour que le bruit ther­mique soit négli­geable aux tem­pé­ra­tures de fonctionnement

Le choix du maté­riau de détec­tion est donc cru­cial avant d’aborder les phé­no­mènes phy­siques associés.

3.2. De l'interaction dans le détecteur à la discrimination énergétique

Actuel­le­ment, les PCD sont géné­ra­le­ment en struc­ture pla­naire, avec les élec­trodes dépo­sées sur la sur­face du maté­riau. Cette struc­ture néces­site de faire un com­pro­mis entre l’efficacité d’absorption des pho­tons inci­dents et l’efficacité de col­lecte des charges afin de ne pas satu­rer l’électronique d’acquisition [20]. L’interaction des pho­tons X avec le maté­riau semi-conduc­teur repose sur les mêmes prin­cipes phy­siques que dans les détec­teurs cris­tal­lins conven­tion­nels. Le pho­ton inci­dent inter­agit par effet pho­to­élec­trique pour for­mer une paire élec­tron (éjec­té) - trou (vacance de la couche élec­tro­nique), ou par effet Comp­ton pour for­mer un nou­veau pho­ton dif­fu­sé et entraî­ner l'éjection d’un élec­tron. La chaîne de réac­tions sub­sé­quente à l'interaction ini­tiale d’un pho­ton inci­dent entraîne la for­ma­tion d’un nuage de paires élec­tron-trou. Les charges créées sont ensuite atti­rées vers les élec­trodes, selon une direc­tion paral­lèle aux lignes du champ élec­trique appli­qué, puis détec­tées sur un pixel de l’anode. L’architecture des PCD se dis­tingue de celle des EID par l'absence de sep­ta per­mise par le prin­cipe de détec­tion directe. L’amélioration de l'efficacité géo­mé­trique de ces nou­veaux détec­teurs per­met de réduire la quan­ti­té de rayon­ne­ment néces­saire pour recueillir un signal suf­fi­sant. La Figure 6 sché­ma­tise l’ensemble de ces informations :

Figure 6.  Schéma de fonctionnement d’un PCD en structure planaire. [20]

Le signal induit par l’arrivée des charges au niveau de l’anode pixel­li­sée est mesu­ré et l’information spa­tiale conser­vée, contrai­re­ment aux cris­taux scin­tilla­teurs où les pho­tons de fluo­res­cence sont émis de façon iso­trope [18]. Chaque pho­ton X engendre ain­si une impul­sion ou pulse dont la hau­teur dépend de son éner­gie. Ceci est per­mis par le cir­cuit inté­gré (Appli­ca­tion-Spe­ci­fic Inte­gra­ted Cir­cuit ou ASICs) qui est com­po­sé de canaux mon­tés en paral­lèle qui vont suc­ces­si­ve­ment ampli­fier le signal, modé­li­ser l'impulsion, com­pa­rer et clas­ser les signaux dans les dif­fé­rentes fenêtres éner­gé­tiques (dis­cri­mi­na­tion) comme repré­sen­té sur l’étape 4 de la Figure 7 : on parle alors de  comp­tage pho­to­nique [21]. Le nombre de fenêtres dis­po­nibles varie selon les construc­teurs et va per­mettre les recons­truc­tions aux dif­fé­rents niveaux d'énergie. 

Figure 7. 1. Production des rayons X, 2. Interactions dans le détecteur 3. Réception des signaux ou pulse et filtration selon un seuil minimum, 4. Classement des rayons X dans les différentes fenêtres énergétiques. [21], [22]

En fil­trant les rayons X de faible éner­gie après leur détec­tion (géné­ra­le­ment infé­rieure à 20 keV), cette archi­tec­ture per­met une réduc­tion signi­fi­ca­tive du bruit élec­tro­nique et donc un gain sur la qua­li­té des acqui­si­tions sans impact sur le taux de comp­tage. Cet avan­tage est par­ti­cu­liè­re­ment inté­res­sant pour les études à bas keV ou sur les patients en sur­poids pour les­quelles le bruit est ampli­fié. Le prin­cipe de fonc­tion­ne­ment des PCD offre donc des avan­tages tech­niques majeurs par rap­port aux EID, les impli­ca­tions sont aus­si impor­tantes en usage clinique.

3.3. Avantages techniques du comptage photonique et conséquences cliniques attendues

En l’absence d’étape de scin­tilla­tion, les détec­teurs à semi-conduc­teur amé­liorent l’efficacité quan­tique (DQE) jusqu’ici attei­gnable avec ceux à inté­gra­tion d’énergie, contri­buant ain­si à réduire l’exposition du patient. En outre, les PCD offrent éga­le­ment une réso­lu­tion spec­trale ou éner­gé­tique inté­res­sante aux niveaux d’énergies uti­li­sés en sca­no­gra­phie, elle est d’environ 0.62 keV pour du CdTe à 100 keV [23]. Cette der­nière, quan­ti­fiée par la lar­geur à mi‑hauteur (Full width at half maxi­mum ou FWHM) de la réponse en éner­gie, reflète la capa­ci­té du détec­teur à dis­tin­guer pré­ci­sé­ment l’énergie de chaque pho­ton, ce qui per­met une meilleure sépa­ra­tion spec­trale des pho­tons, une dis­cri­mi­na­tion tis­su­laire accrue et une amé­lio­ra­tion du contraste et de la quan­ti­fi­ca­tion des maté­riaux par rap­port aux détec­teurs à inté­gra­tion d’énergie. Ceci est per­mis par la faible éner­gie d’ionisation (bande inter­dite) des semi-conduc­teurs qui condi­tionne l’énergie moyenne néces­saire pour qu’une par­ti­cule crée une paire électron-trou. 

De même, la réso­lu­tion spa­tiale est for­te­ment amé­lio­rée par la conver­sion directe des pho­tons X qui per­met d’atteindre des dimen­sions de pixels à l’isocentre (qua­li­té d’image opti­male) variant entre 0,5 × 0,5 et 0,1 × 0,1 mm² en fonc­tion des modèles. Les réso­lu­tions spa­tiales théo­riques asso­ciées cor­res­pondent à  0.28 x 0.28 mm² et 70 x 70 µm res­pec­ti­ve­ment. En pra­tique, les modèles PCD actuels atteignent une réso­lu­tion pla­naire d’environ 0.3 mm en rou­tine cli­nique avec une épais­seur de coupe de 0.4 mm (réso­lu­tion stan­dard) et jusqu'à 0.125 mm en Ultra-Haute-Réso­lu­tion avec une épais­seur de coupe de 0.2 mm contre 0.5 mm de réso­lu­tion pla­naire et d’épaisseur de coupe pour les meilleurs EID [24].

Le prin­cipe de décom­po­si­tion spec­trale per­met éga­le­ment une ima­ge­rie mul­ti-contraste ou K-edge, se défi­nis­sant comme une ima­ge­rie spé­ci­fique et quan­ti­ta­tive dif­fé­ren­ciant deux (bi-cou­leur) ou plu­sieurs agents (mul­ti­co­lore) de contraste au sein d'un même tis­su et même voxel. L'interaction de K-élec­trons avec des pho­tons X inci­dents par effet pho­to­élec­trique au sein des tis­sus entraîne une forte atté­nua­tion du spectre aux niveaux d’énergie K-edge.  C’est cette forte dis­con­ti­nui­té, détec­table grâce à l’échantillonnage spec­tral des PCD, qui per­met d’identifier un agent de contraste spé­ci­fique des autres com­po­sants par­ti­ci­pant à l'atténuation glo­bale des RX. De la même façon, des pics d’atténuation cor­res­pon­dants aux couches L, M sont pré­sents mais à des éner­gies beau­coup plus basses et qui ne per­mettent pas une dis­cri­mi­na­tion opti­male en ima­ge­rie clinique.

Ain­si des atomes à K-edge éle­vé, comme le Gado­li­nium, l'Or, l'Ytterbium, le Pla­ti­num pour­ront être étu­diés en vue d’être uti­li­sés comme agents de contraste. En effet, les nano­par­ti­cules d'Or (AuNP) s'avèrent par­ti­cu­liè­re­ment inté­res­santes en rai­son de leurs demi-vies plus longues que celles des agents de contraste iodés [10], offrant une meilleure ima­ge­rie du com­par­ti­ment vas­cu­laire et une bio­com­pa­ti­bi­li­té pour des appli­ca­tions in vivo. Son asso­cia­tion à des molé­cules spé­ci­fiques d’un pro­ces­sus patho­lo­gique pour­rait donc per­mettre de réa­li­ser une ima­ge­rie molé­cu­laire sans avoir recours aux radio­tra­ceurs de la TEP (Tomo­gra­phie par Émis­sion de Posi­tons). On note que l'iode pré­sente une éner­gie K-edge trop basse (33.3 keV) pour être obser­vable en usage cli­nique contrai­re­ment aux sys­tèmes dédiés pour le petit ani­mal ou pour la mam­mo­gra­phie [25]. La Figure 8 ci-des­sous per­met de mettre en évi­dence l’imagerie spé­ci­fique mul­ti-contraste ou K-edge per­mise par la tech­no­lo­gie à comp­tage pho­to­nique et son inté­rêt pour une étude  quantitative : 

Figure 8. Reconstruction multi-contraste basée sur des algorithmes de décomposition matérielle à partir d’un fantôme spécifique. Le scanner à comptage photonique  permet d’identifier plusieurs matériaux de contraste : Or (Gold), Iode (Iodine), Gadolinium, et organiques : Lipides (Lipid), Eau (Water), et Calcium, en s’appuyant sur leurs réponses d’atténuation distinctes dépendantes de l’énergie des photons X. [26]

Grâce à leur sen­si­bi­li­té spec­trale intrin­sèque, les détec­teurs à comp­tage pho­to­nique ne néces­sitent pas d’architecture bi-tube ou d’acquisition/détection à 2 niveaux d'énergie dif­fé­rents pour étu­dier les varia­tions d’atténuation. Ils per­mettent ain­si de pro­duire des car­to­gra­phies de dis­tri­bu­tion quan­ti­ta­tive, par­ti­cu­liè­re­ment utiles pour les recons­truc­tions VMI,  en esti­mant plus pré­ci­sé­ment la concen­tra­tion des com­po­sés dans chaque voxel. On parle d'images den­si­to­mé­triques repré­sen­tant par exemple la quan­ti­té de mil­li­grammes d'iode par mil­li­litre de sang. La dis­po­ni­bi­li­té de l’ensemble des infor­ma­tions spec­trales pour chaque exa­men est éga­le­ment inté­res­sante pour le sui­vi des patients. En sca­no­gra­phie, les acqui­si­tions ne peuvent être com­pa­rées qu’à des niveaux d’énergie (keV) équi­va­lents. La recons­truc­tion sur l’ensemble du spectre per­met de res­pec­ter cette condi­tion et dimi­nue le nombre d’examens complémentaires.

En amé­lio­rant la pon­dé­ra­tion des pho­tons de basse éner­gie et en sup­pri­mant le bruit élec­tro­nique, le PCD-CT se rap­proche du niveau de contraste de l’IRM et amé­liore signi­fi­ca­ti­ve­ment plu­sieurs carac­té­ris­tiques majeures des dis­po­si­tifs conven­tion­nels tout en per­met­tant de nou­velles tech­niques d’imagerie. De même, l’optimisation des recons­truc­tions, et par­ti­cu­liè­re­ment à bas keV qui sont inté­res­santes pour leur contraste, et la réduc­tion sub­con­sé­quente des volumes de pro­duits de contraste injec­tés contri­buent au ren­for­ce­ment de la posi­tion du scan­ner en Ima­ge­rie Médi­cale. Les apports tech­niques de cette inno­va­tion ouvrent donc la voie vers une amé­lio­ra­tion des appli­ca­tions cli­niques actuelles dans un pre­mier temps, et la pos­si­bi­li­té de leur exten­sion par la suite.

II. Apports et applications cliniques du scanner à comptage photonique

Suite à l’étude des fonc­tion­na­li­tés atten­dues et des prin­cipes phy­siques sous-jacents, cette par­tie s’intéresse davan­tage aux apports cli­niques des nou­veaux scan­ners pho­to­niques. Bien que l'IRM soit actuel­le­ment la moda­li­té pri­vi­lé­giée pour l'évaluation des tis­sus mous et de la moelle osseuse, le scan­ner excelle dans l'imagerie des struc­tures à contraste éle­vé, telles que les tis­sus miné­ra­li­sés. En ima­ge­rie mus­cu­lo-sque­let­tique par exemple, le scan­ner est uti­li­sé dans un large éven­tail d'indications, seul ou en asso­cia­tion avec l'IRM. Les exemples cli­niques pro­po­sés cherchent donc à déter­mi­ner si les apports de cette nou­velle tech­no­lo­gie vont modi­fier les équi­libres exis­tants et impo­ser le scan­ner comme l’imagerie diag­nos­tique de réfé­rence pour davan­tage d’indications.

1. Comparaison avec les autres modalités d’imagerie

En exploi­tant des détec­teurs capables de comp­ter indi­vi­duel­le­ment chaque pho­ton inci­dent et d’en mesu­rer l’énergie, cette nou­velle géné­ra­tion se dis­tingue des scan­ners conven­tion­nels à inté­gra­tion d’énergie uti­li­sés en pra­tique cli­nique depuis plu­sieurs décen­nies. Il est pos­sible d’analyser la place du scan­ner à comp­tage de pho­tons dans le pay­sage des moda­li­tés d’imagerie médi­cale, en com­pa­rant ses per­for­mances en termes de réso­lu­tion spa­tiale, tem­po­relle et spec­trale, de rap­port signal sur bruit, de contraste, de dose déli­vrée et d’indications cli­niques, avec celles des géné­ra­tions pré­cé­dentes mais éga­le­ment avec l’autre prin­ci­pale moda­li­té d’imagerie ana­to­mique en coupe : l’IRM.

1.1. Une amélioration de la résolution spatiale

Le scan­ner à comp­tage pho­to­nique pré­sente une réso­lu­tion spa­tiale signi­fi­ca­ti­ve­ment supé­rieure à celle des géné­ra­tions pré­cé­dentes. En effet, la réduc­tion de la dimen­sion des uni­tés de détec­tion (pixels de l’anode) aug­mente le niveau de détails obser­vables à l’image qui passe d’environ 0.5mm pour les EID à 0.2mm pour les PCD en haute réso­lu­tion. Les images de la Figure 9, qui ont été acquises avec ces deux niveaux de réso­lu­tion per­mettent de se rendre compte du gain de précision. 

Figure 9. Comparaison d’une acquisition avec un scanner à intégration d’énergie Somatom Force de 3ème génération EID-CT (Siemens Healthineers) et à comptage photonique Naeotom Alpha PCD-CT (Siemens Healthineers) pour l’angiographie des membres inférieurs avec un indice de dose volumique ou CTDIvol (Computed Tomography Dose Index volume) et un protocole de produit de contraste équivalents. Le CTDIvol est un indice dosimétrique utilisé en tomodensitométrie pour estimer la dose moyenne délivrée (mGy) dans le volume irradié lors d’un examen. Bv ou Body vascular : matrice de reconstruction (kernel) vasculaire. [27]

Grâce à la haute réso­lu­tion du PCD-CT, il devient pos­sible d’explorer des zones dif­fi­ci­le­ment acces­sibles par d’autres moda­li­tés. C'est le cas par exemple pour l'exploration du rocher, une struc­ture osseuse située dans l'oreille interne pour laquelle cette tech­no­lo­gie apporte un gain signi­fi­ca­tif pour la visua­li­sa­tion des struc­tures fines. En com­pa­rai­son, l’IRM offre une réso­lu­tion spa­tiale variable selon la séquence et le champ magné­tique, géné­ra­le­ment infé­rieure pour les struc­tures denses ou osseuses [28]. L’échographie peut atteindre une très haute réso­lu­tion spa­tiale pou­vant aller jusqu'à 0.05 mm avec des sondes haute-fré­quence (autour de 20 MHz), mais uni­que­ment pour une explo­ra­tion très super­fi­cielle [24]. La réso­lu­tion spa­tiale en écho­gra­phie reste for­te­ment limi­tée par l’os et les milieux gazeux (pou­mons par exemple).

Du côté de la réso­lu­tion tem­po­relle, celle du scan­ner à comp­tage pho­to­nique bi-tube est de 66 ms ce qui est moins inté­res­sant que celle de l'IRM car­diaque notam­ment : entre 30 et 50 ms en ciné IRM per­met­tant d'annuler la prise de bêta blo­quant [24], et lar­ge­ment supé­rieure à la réso­lu­tion tem­po­relle de l'échographe qui per­met d'acquérir des images en temps réel. En sca­no­gra­phie, la réso­lu­tion tem­po­relle étant dépen­dante de la vitesse de rota­tion du sys­tème tube-détec­teur qui est par défi­ni­tion limi­tée, le PCD-CT béné­fi­cie des avan­cées réa­li­sées sur la réduc­tion des temps d’acquisitions sans per­mettre de les réduire davan­tage. Les pro­blé­ma­tiques liées aux explo­ra­tions des struc­tures ana­to­miques car­diaques ne sont donc pas réso­lues mal­gré l’existence de méca­nismes de com­pen­sa­tion tels que le pros­pec­tif ou gating res­pi­ra­toire (acqui­si­tion syn­chro­ni­sée avec le mou­ve­ment res­pi­ra­toire). Ain­si, même le mode d’acquisition ultra-rapide (Flash) ne per­met pas d'annuler la prise de bêta-blo­quant. Cepen­dant, la durée des acqui­si­tions, envi­ron 3 à 4s pour un exa­men tho­ra­co-abdo­mi­no-pel­vien (TAP), reste lar­ge­ment infé­rieure à celle de l’IRM (plu­sieurs minutes).

1.2. Une meilleure caractérisation tissulaire

Le scan­ner à comp­tage pho­to­nique per­met éga­le­ment d’améliorer le contraste et de réduire cer­tains types de bruits notam­ment liés à la dif­fu­sion interne des scin­tilla­teurs. Cette amé­lio­ra­tion, asso­ciée à une meilleure exploi­ta­tion des pho­tons de basse éner­gie, contri­bue à  l’augmentation du rap­port signal/bruit comme pré­sen­té Figure 10 :

Figure 10. Reconstructions coronales curvilignes en scanners conventionnels (à gauche), et à comptage photonique (à droite) montrant une réduction du bruit ainsi qu’une meilleure résolution en contraste pour la détection d’une tumeur endocrine pancréatique isthmique (têtes de flèche) et la meilleure visualisation du canal pancréatique principal (flèches). [25]

Aus­si, l’intérêt majeur de cette nou­velle tech­no­lo­gie réside dans sa capa­ci­té spec­trale qui per­met une dis­tinc­tion plus fine des maté­riaux, par exemple pour la sépa­ra­tion iode/calcium, la carac­té­ri­sa­tion des plaques athé­ro­sclé­reuses, la dis­cri­mi­na­tion des métaux ou les recons­truc­tions vir­tuelles selon dif­fé­rents niveaux d'énergie. L’IRM conserve tou­te­fois un avan­tage pour la carac­té­ri­sa­tion des tis­sus mous grâce à la diver­si­té de ses contrastes. Le comp­tage pho­to­nique se posi­tionne donc comme une moda­li­té com­plé­men­taire, par­ti­cu­liè­re­ment pro­met­teuse en ima­ge­rie car­dio­vas­cu­laire et ostéo-arti­cu­laire. La réduc­tion de la dose déli­vrée per­mise par le prin­cipe de détec­tion ouvre la voie vers une exten­sion des indi­ca­tions en 1er recours du scanner.

1.3. Une réduction significative des rayonnements ionisants

Enfin, l'un des grands apports des scan­ners à comp­tage pho­to­nique par rap­port aux scan­ners conven­tion­nels, c'est la réduc­tion de la dose de rayons X déli­vrée aux patients, en main­te­nant, voire en amé­lio­rant, la qua­li­té de l’image (Figure 11). Plu­sieurs études ont démon­tré la per­ti­nence d'une dimi­nu­tion de dose pou­vant aller jusqu’à 80% de rayon­ne­ments en moins sans réel com­pro­mis sur le ren­du des images. Un radio­logue pédia­trique de l'hôpital Necker-Enfants Malades a ain­si expli­qué lors d'une confé­rence don­née dans le cadre des Jour­nées Fran­co­phones de Radio­lo­gie 2025, que la dimi­nu­tion de la dose de rayon­ne­ments ioni­sants peut aller jusqu'à 80% pour cer­tains organes explo­rés chez l'enfant lorsque l'acquisition est réa­li­sée en mode "Flash", qui per­met notam­ment une explo­ra­tion TAP en 0.5 s avec un sys­tème bi-tube. Il convient tou­te­fois de noter que cer­tains pro­to­coles peuvent main­te­nir une dose com­pa­rable à celle du scan­ner conventionnel.

Figure 11. Images acquises dans le cadre d’un suivi de séquelles de virose avec une diminution par quatre de la dose d’irradiation passant de 0,43 mGy (à gauche) à 0,09 mGy (à droite) sans compromis sur la qualité de l’image. [25]

Avec le scan­ner à comp­tage pho­to­nique, les pra­ti­ciens peuvent désor­mais déci­der de conser­ver une expo­si­tion du patient équi­va­lente à celle des géné­ra­tions pré­cé­dentes pour amé­lio­rer la qua­li­té de l’image ou réduire la dose déli­vrée tout en conser­vant une qua­li­té des acqui­si­tions com­pa­rables au scan­ner conven­tion­nel. Cet avan­tage est par­ti­cu­liè­re­ment inté­res­sant pour amé­lio­rer la prise en charge de patients ayant une forte cor­pu­lence en rédui­sant signi­fi­ca­ti­ve­ment la dose néces­saire [20]. Enfin, les recons­truc­tions tri­di­men­sion­nelles, les VMI, les VNC, et les décom­po­si­tions maté­rielles sont éga­le­ment amé­lio­rées et pos­sibles en rou­tine cli­nique grâce à l’énergie multi-spectrale.

1.4. Réduction du volume de produit de contraste

Le scan­ner à comp­tage de pho­tons (PCD-CT) per­met de recons­truire des images mono éner­gé­tiques à très bas keV (≈40–60 keV). À ces éner­gies, l’atténuation de l’iode est maxi­male, ce qui aug­mente le contraste iodé sans aug­men­ter la dose de rayon­ne­ment ni le kV d’acquisition.

 Chez les patients cor­pu­lents, l’acquisition doit en pra­tique se faire à 120 kV afin d’assurer la péné­tra­tion du fais­ceau. Cepen­dant, la recons­truc­tion à 60 keV per­met d’obtenir un rehaus­se­ment équi­valent à celui d’un scan­ner clas­sique à 90 kV. Cette indé­pen­dance acquisition/reconstruction per­met une réduc­tion signi­fi­ca­tive du volume de PDC injec­té. De plus, depuis 2024, le Pro­jet de Loi de Finan­ce­ment de la Sécu­ri­té Sociale (PLFSS) impose aux éta­blis­se­ments ou cabi­nets d’imagerie de four­nir et tra­cer la quan­ti­té de PDC admi­nis­trée, tan­dis qu’auparavant c’était le patient qui se le pro­cu­rait en phar­ma­cie sur ordon­nance. Un inté­rêt tout par­ti­cu­lier est donc appor­té à l’évaluation per­son­na­li­sée de la quan­ti­té de pro­duit de contraste à injec­ter. Un cal­cu­la­teur local a été mis en place au CHU de Bor­deaux pour opti­mi­ser la quan­ti­té de pro­duit de contraste idéale selon le gaba­rit du patient. Des dimi­nu­tions pou­vant atteindre 40% nous ont été rap­por­tées sur cer­tains pro­to­coles, en par­ti­cu­lier chez les patients cor­pu­lents. La Figure 12 issue d’une recons­truc­tion volu­mique illustre ce gain : 

Figure 12. Reconstructions tridimensionnelles d’un angioscanner des membres inférieurs avec détecteurs à intégration d'énergie (EID) et 145 ml de produit de contraste iodé en A, et à détection de photons avec seulement 55 ml du même produit de contraste iodé en B. En améliorant la détection du signal de l’iode, le PCD-CT réduit le volume nécessaire à injecter. [32]

La limi­ta­tion de l’utilisation du pro­duit de contraste repré­sente un inté­rêt pour chaque patient mais une atten­tion sera toute par­ti­cu­lière pour les patients ayant déjà per­du une par­tie de leur capa­ci­té rénale. Une thèse interne au CHU de Bor­deaux est en cours et a mon­tré que les volumes de PDC injec­tés avec le PCD-CT res­taient suf­fi­sam­ment faibles pour pré­ser­ver la fonc­tion rénale rési­duelle chez des patients insuf­fi­sants rénaux. Dans plu­sieurs cas, l’examen a pu être réa­li­sé alors qu’il aurait été contre-indi­qué avec un scan­ner conven­tion­nel. En revanche, en mode haute réso­lu­tion, uti­li­sé pour visua­li­ser de très petits vais­seaux ou struc­tures fines, le besoin en signal aug­mente. Dans ces cas, la réduc­tion de PDC peut être limi­tée, voire annu­lée, afin de main­te­nir un rehaus­se­ment vas­cu­laire suf­fi­sant. Fina­le­ment, les apports cli­niques du scan­ner à comp­tage pho­to­nique offrent de nou­velles pers­pec­tives puisque de nom­breuses études démontrent que son uti­li­sa­tion pour l'évaluation de la stéa­tose hépa­tique méta­bo­lique, exclu­si­ve­ment réser­vée à l’IRM actuel­le­ment, pour­rait être envi­sa­geable à l’avenir.

2. Applications cliniques actuelles et à venir

Les béné­fices du PCD-CT sont sus­cep­tibles de trans­for­mer l’approche diag­nos­tique dans des contextes cli­niques variés. En effet, l’ensemble des experts avec les­quels nous avons pu échan­ger dans le cadre de ce pro­jet (radio­logues, radio­phy­si­ciens et ingé­nieurs d’applications) s'accordent à dire que le scan­ner à comp­tage pho­to­nique sur­passe le scan­ner conven­tion­nel sur l’ensemble des appli­ca­tions cli­niques et vient concur­ren­cer d’autres moda­li­tés sur cer­taines indications.

2.1.  Applications en radio-pédiatrie

La pédia­trie consti­tue l’un des sec­teurs où le scan­ner à comp­tage pho­to­nique pré­sente le plus grand poten­tiel d’impact cli­nique. En radio­pé­dia­trie, la ques­tion de la dose est cen­trale, car les rayons sont plus délé­tères pour les enfants que pour les adultes et induisent un risque supé­rieur de pro­vo­quer des can­cers radio-induits. C'est pour­quoi l'IRM ou l'échographie sont tou­jours pri­vi­lé­giés lorsque cela est pos­sible. Mais dans cer­tains cas, le scan­ner reste incon­tour­nable comme pour les jeunes patients atteints de tumeurs osseuses avec des méta­stases diag­nos­ti­quées ou à risque méta­sta­sique. C'est pour­quoi l'Institut Gus­tave Rous­sy, centre de réfé­rence dans le trai­te­ment du can­cer qui est équi­pé de deux scan­ners dont un à comp­tage pho­to­nique, uti­lise sys­té­ma­ti­que­ment ce der­nier pour l'examen des enfants afin de pro­fi­ter de la dimi­nu­tion des rayon­ne­ments ioni­sants qu'il per­met. Les mani­pu­la­teurs radio que nous avons ren­con­trés nous ont indi­qué avoir obser­vé des réduc­tions de dose allant jusqu'à 70% sur cer­tains exa­mens sans que cette réduc­tion ne se fasse au détri­ment de la  qua­li­té des images qui est même par­fois meilleure. Cette dimi­nu­tion des doses est d'autant plus impor­tante que cer­tains can­cers pédia­triques peuvent néces­si­ter entre 12 et 20 scan­ners tho­ra­ciques [25] durant les cinq pre­mières années de la prise en charge.

Du côté de l'imagerie inter­ven­tion­nelle pédia­trique, l'échographe est majo­ri­tai­re­ment pri­vi­lé­gié, mais pour cer­taines inter­ven­tions le scan­ner est irrem­pla­çable, notam­ment pour les pou­mons et les os qui ne sont pas acces­sibles en écho­gra­phie. Dans ces cas, com­bi­né aux sys­tèmes de contrôle auto­ma­tique de l'exposition (Auto­ma­tic Expo­sure Control ou AEC) qui per­mettent, à l’aide du scout-view (radio de posi­tion­ne­ment) de modu­ler le cou­rant en temps réel en fonc­tion de la zone ana­to­mique et de l’indication (com­pro­mis dose/bruit), le scan­ner à comp­tage pho­to­nique pré­sente un avan­tage indé­niable pour les enfants qui sont ain­si moins exposés.

Outre la réduc­tion des doses de rayons X, le comp­tage pho­to­nique ouvre de nou­velles pers­pec­tives grâce à sa grande pré­ci­sion. C'est le cas par exemple pour la détec­tion du cho­les­téa­tome (accu­mu­la­tion anor­male de cel­lules de peau der­rière le tym­pan pou­vant détruire pro­gres­si­ve­ment les struc­tures osseuses de l’oreille). Cette ano­ma­lie peut tou­cher aus­si bien l’enfant que l’adulte, mais il est sou­vent plus agres­sif chez la popu­la­tion pédia­trique, ce qui explique l’attention par­ti­cu­lière qu’il néces­site. Le stéa­tome étant très dif­fi­cile à dis­tin­guer, l'examen est presque sys­té­ma­ti­que­ment réa­li­sé en IRM, et très rare­ment en scan­ner. Mais d'après le témoi­gnage du doc­teur Kahi­na Bel­hous de l'hôpital Necker-Enfant Malades [25], le scan­ner à comp­tage pho­to­nique pour­rait être uti­li­sé pour carac­té­ri­ser les pro­prié­tés spec­trales de cette tumeur en uti­li­sant une décom­po­si­tion en 3 matériaux.

2.2.  Un bénéfice indéniable dans la prise en charge en cancérologie digestive

L'intérêt du scan­ner à comp­tage pho­to­nique se mani­feste de façon nette en onco­lo­gie diges­tive et par­ti­cu­liè­re­ment dans les can­cers du pan­créas et des voies biliaires, où toutes les déci­sions thé­ra­peu­tiques reposent presque exclu­si­ve­ment sur l'analyse des don­nées de l'imagerie. Cette tech­no­lo­gie per­met­tant une amé­lio­ra­tion de la qua­li­té d'image, la déli­mi­ta­tion des lésions tumo­rales est plus fine, tout comme l'évaluation de leur expan­sion (Figure 13). Ain­si il devient plus facile de défi­nir les rap­ports de la tumeur avec des struc­tures vas­cu­laires voi­sines et donc à orien­ter la stra­té­gie de prise en charge.

Figure 13. Images mettant en évidence un adénocarcinome du pancréas, acquises avec un scanner conventionnel (à gauche) et un scanner à comptage photonique (à droite) mettant en valeur une meilleure délimitation de la tumeur (flèches) et un meilleur contraste entre la tumeur et les tissus sains.[29]

Étant don­né que le scan­ner à comp­tage de pho­ton n'est pas encore très implan­té, il est impor­tant de sélec­tion­ner les indi­ca­tions en pri­vi­lé­giant les situa­tions cli­niques où la finesse diag­nos­tique influence réel­le­ment la déci­sion thé­ra­peu­tique. Et le bilan dans les can­cers du pan­créas en est un bon exemple.

2.3. Applications cardiovasculaires

En car­dio­lo­gie, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique occupe une place gran­dis­sante pour l’analyse des artères coro­naires dans les car­dio­pa­thies. Bien qu’il amé­liore net­te­ment la qua­li­té diag­nos­tique par rap­port aux scan­ners conven­tion­nels, il ne va pas entiè­re­ment rem­pla­cer la coro­na­ro­gra­phie. Celle-ci reste l’examen de réfé­rence pour les phases aigües car elle per­met de trai­ter les lésions simul­ta­né­ment. Cepen­dant, dans les situa­tions où seul un avis diag­nos­tique est néces­saire, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique consti­tue une véri­table alter­na­tive. Sa réso­lu­tion spa­tiale accrue et son rap­port signal/bruit amé­lio­ré per­mettent de réduire signi­fi­ca­ti­ve­ment le recours à une coro­na­ro­gra­phie pure­ment diag­nos­tique, exa­men plus inva­sif et à risque pour le patient. Grâce à l’analyse spec­trale et à la réduc­tion des arté­facts, l’étude des cal­ci­fi­ca­tions com­plexes et des petits stents coro­naires, jusque-là réser­vée à la coro­na­ro­gra­phie, est ren­due pos­sible. Le PCD-CT répond donc aux limi­ta­tions des scan­ners pré­cé­dents et per­met d’étendre le recours à cette moda­li­té pour l’évaluation des sté­noses. En effet, l’accès simul­ta­né à plu­sieurs niveaux d’énergie faci­lite l’étude de la lumière coro­naire et la carac­té­ri­sa­tion des plaques d’athérome en dis­tin­guant plus pré­ci­sé­ment les com­po­sants cal­ciques, fibri­neux ou lipi­diques. Cela per­met une esti­ma­tion plus fiable du degré de sté­nose, notam­ment dans les seg­ments où le cal­cium entraî­nait autre­fois des arte­facts qui limitent l’interprétation. Cette carac­té­ri­sa­tion per­met de mieux dis­cri­mi­ner les plaques vul­né­rables et à risque de se rompre, de celles qui ne sont pas dan­ge­reuses, rédui­sant ain­si le recours sys­té­ma­tique à une inter­ven­tion inva­sive lorsque celle-ci n’apporte pas d’avantage thé­ra­peu­tique immé­diat [33].

Plu­sieurs études démontrent que le score CAD-RADS (Coro­na­ry Arte­ry Disease – Repor­ting and Data Sys­tem) lié au degré de sté­nose des coro­naires est sou­vent reclas­si­fié à un niveau plus bas que celui éta­blit avec un scan­ner conven­tion­nel. La Figure 14 per­met de mettre en évi­dence cette obser­va­tion avec plu­sieurs com­pa­rai­sons entre un scan­ner à comp­tage pho­to­nique et spec­tral à inté­gra­tion d’énergie. La pré­ci­sion des acqui­si­tions réduit le nombre de seg­ments coro­na­riens exclus et offre une meilleure carac­té­ri­sa­tion des dépôts athé­ro­ma­teux cal­ci­fiés. Ceci est per­mis par la réduc­tion des arté­facts de bloo­ming cal­ciques, liés à la satu­ra­tion du signal des détec­teurs conven­tion­nels, et à l’amélioration de la réso­lu­tion spa­tiale. La déci­sion thé­ra­peu­tique asso­ciée au diag­nos­tic pou­vant for­te­ment varier selon le score CAD-RADS, cette reclas­si­fi­ca­tion offre au patient un trai­te­ment plus adap­té à sa patho­lo­gie tout en opti­mi­sant les dépenses de san­té asso­ciées [34].

Figure 14. Exemples d’examens de sténoses coronariennes en reconstruction multiplanaire curviligne et en coupe transversale ayant conduit à une reclassification à la baisse du score CAD-RADS du patient. Les acquisitions EID-CT et PCD-CT ont été réalisées avec une dose et un protocole de produit de contraste équivalents. [35]

III. Aspects médico-économiques, réglementaires et d’intégration hospitalière

L’évaluation de la place du scan­ner à comp­tage pho­to­nique impose de prendre en consi­dé­ra­tion les aspects médi­co-éco­no­miques asso­ciés. Compte tenu de la com­plexi­té tech­no­lo­gique de cette inno­va­tion, des béné­fices appor­tés pour les pra­ti­ciens au ser­vice des patients et du mono­pole actuel d’un construc­teur en usage cli­nique, le mon­tant d’achat est signi­fi­ca­ti­ve­ment plus éle­vé que pour un modèle conven­tion­nel mono-éner­gie (3 à 5 fois plus éle­vé) ou spec­tral double-ener­gie (2 à 3 fois plus éle­vé). En France, le for­fait tech­nique per­met d’amortir le coût des équi­pe­ments d’imagerie lourde (scan­ner, IRM) sur une durée régle­men­taire de 7 ans (puis dégres­sif par palier). Un tel inves­tis­se­ment doit donc être jus­ti­fié par une acti­vi­té suf­fi­sante. Plu­sieurs études com­pa­ra­tives entre un scan­ner conven­tion­nel et à comp­tage pho­to­nique concluent néan­moins d’un avan­tage de ce der­nier sur l’impact éco­no­mique glo­bal sur le sys­tème de san­té par une réduc­tion du nombre d'examens com­plé­men­taires grâce à sa pré­ci­sion diag­nos­tique [24] [30]. L’évolution du finan­ce­ment des soins et des obli­ga­tions régle­men­taires pour­raient avoir un impact majeur sur le déve­lop­pe­ment de cette technologie.

1. Cadre réglementaire actuel en radiologie

L’installation d’un scan­ner pho­to­nique, comme tout équi­pe­ment de tomo­den­si­to­mé­trie, est stric­te­ment enca­drée par la régle­men­ta­tion radio­lo­gique fran­çaise. Selon le Code de la San­té Publique et sous la super­vi­sion de l’Autorité de Sûre­té Nucléaire (ASN), tout appa­reil uti­li­sant des rayons X à des fins médi­cales doit être décla­ré et faire l’objet d’une auto­ri­sa­tion préa­lable. Cette régle­men­ta­tion impose éga­le­ment la réa­li­sa­tion de contrôles qua­li­té avant mise en ser­vice, des véri­fi­ca­tions pério­diques par des phy­si­ciens médi­caux, et la confor­mi­té aux doses maxi­males de rayon­ne­ment déli­vrées aux patients. Le per­son­nel mani­pu­la­teur et les radio­logues doivent suivre des for­ma­tions cer­ti­fiées pour garan­tir la sécu­ri­té des patients et la maî­trise de l’appareil. En dimi­nuant les niveaux de dose déli­vrés, le PCD-CT pour­rait, à long terme, entraî­ner une révi­sion des Niveaux de Réfé­rence Diag­nos­tique (NRD) qui cor­res­pondent aux recom­man­da­tions de doses en fonc­tion des moda­li­tés d’imagerie, des indi­ca­tions cli­niques et du patient. En effet, selon la déci­sion de l’Autorité de sûre­té nucléaire (ASN) n° 2019-DC-0667 du 18 avril 2019, les res­pon­sables des ser­vices de radio­lo­gie et de méde­cine nucléaire doivent pro­cé­der à des éva­lua­tions dosi­mé­triques pério­diques et trans­mettre les résul­tats à l'IRSN (L'Institut de Radio­pro­tec­tion et de Sûre­té Nucléaire). Enfin, de pro­chains tra­vaux du Comi­té Inter­dis­ci­pli­naire de Recherche et de Tra­vail sur les Agents de Contraste en Ima­ge­rie (CIRTACI pilo­té par la Socié­té fran­çaise de radio­lo­gie ou SFR) devraient éga­le­ment per­mettre de confir­mer les réduc­tions de volume de pro­duit de contraste sur plu­sieurs indi­ca­tions. [36].

En paral­lèle, le scan­ner pho­to­nique doit res­pec­ter les normes tech­niques et de sécu­ri­té des équi­pe­ments médi­caux. Tout appa­reil doit être mar­qué CE confor­mé­ment au Règle­ment Euro­péen sur les Dis­po­si­tifs Médi­caux (MDR 2017/745), garan­tis­sant la sécu­ri­té élec­trique, méca­nique et radio­lo­gique. Les normes inter­na­tio­nales IEC 60601-1 et IEC 60601-2-44 (scan­ner) défi­nissent les exi­gences pour la concep­tion, la per­for­mance et la pro­tec­tion contre les risques élec­triques et radio­lo­giques. L’installation phy­sique doit éga­le­ment res­pec­ter les cri­tères de blin­dage des locaux, d’alimentation élec­trique, de cli­ma­ti­sa­tion et de ven­ti­la­tion, tan­dis que le trai­te­ment et le sto­ckage des images doivent être conformes aux stan­dards et aux règles de pro­tec­tion des don­nées per­son­nelles (RGPD) et de grade médi­cal [37].

En France, la prise en charge des actes de tomo­den­si­to­mé­trie repose sur la nomen­cla­ture CCAM (Clas­si­fi­ca­tion Com­mune des Actes Médi­caux) et les règles de rem­bour­se­ment de l’Assurance Mala­die ; tant que l’acte pres­crit est médi­ca­le­ment jus­ti­fié et cor­rec­te­ment codé, il est rem­bour­sé indé­pen­dam­ment de la gamme du modèle d’équipement ayant été uti­li­sé. Cette logique axée exclu­si­ve­ment sur l’acte pose pro­blème pour les tech­no­lo­gies inno­vantes et coû­teuses, dont fait par­tie le PCD-CT, car le tarif de rem­bour­se­ment du for­fait tech­nique de l’acte ne prend pas en compte le sur­coût d’acquisition de cet équi­pe­ment ni le gain diag­nos­tique offert. Cela peut ain­si dis­sua­der les éta­blis­se­ments d’investir mal­gré les béné­fices poten­tiels pour les patients. Par ailleurs, l’évaluation régle­men­taire et tech­nique de nou­velles moda­li­tés (contrôles qua­li­té, mesures de dose, vali­da­tion cli­nique) relève d’organismes comme l’ANSM (Agence natio­nale de sécu­ri­té du médi­ca­ment et des pro­duits de san­té) ou l’ASN, et néces­site du temps et des res­sources, retar­dant l’émergence d’un cadre spé­ci­fique de valo­ri­sa­tion éco­no­mique. Fina­le­ment, les mesures régle­men­taires et légales enca­drant l’acquisition et l’exploitation d’une telle moda­li­té doivent être com­pa­tibles avec la maî­trise des coûts en incluant notam­ment les aspects liés à la ges­tion des don­nées de San­té produites.

2. Logistique d’installation et d’utilisation du PCD-CT

Bien que nova­teur, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique pré­sente plu­sieurs contraintes d’intégration liées à ses détec­teurs. Une de leur par­ti­cu­la­ri­té est leur sen­si­bi­li­té accrue aux varia­tions de tem­pé­ra­ture. Ils néces­sitent d’être refroi­dis de manière conti­nue par une pano­plie à eau gla­cée. Ain­si, l’installation d’un tel dis­po­si­tif peut  impli­quer la mise en place d’une boucle dédiée, l’acquisition d’équipements de pro­duc­tion d’eau gla­cée ou l’adaptation d’une infra­struc­ture exis­tante. Dans le cas de l’Institut Gus­tave Rous­sy, la salle des­ti­née au scan­ner dis­po­sait d’un volume suf­fi­sant pour inté­grer un échan­geur d’eau gla­cée, ce qui a per­mis de limi­ter l’ampleur des tra­vaux d’adaptation. 

Ces der­niers requièrent éga­le­ment une ali­men­ta­tion élec­trique stable et conti­nue, y com­pris hors-fonc­tion­ne­ment. En cas de cou­pure de cou­rant, même de très courte durée, un reca­li­brage com­plet de l’appareil est néces­saire avant toute nou­velle uti­li­sa­tion. La durée de cette pro­cé­dure varie géné­ra­le­ment selon celle de l’interruption et est sus­cep­tible d'entraîner une repro­gram­ma­tion des exa­mens. Cette contrainte, qu’on ne retrouve pas sur les géné­ra­tions pré­cé­dentes, peut avoir des réper­cus­sions impor­tantes sur l’organisation des soins. Elle pour­rait être par­ti­cu­liè­re­ment pro­blé­ma­tique dans les éta­blis­se­ments ne dis­po­sant que d’un seul scan­ner à comp­tage pho­to­nique où l’absence d’alternative rend dif­fi­cile la prise en charge des patients urgents. Cette re-cali­bra­tion en cas de cou­pure de cou­rant pour­rait aus­si être une contrainte lorsque le scan­ner est mobi­li­sé dans le cadre d’actes d’imagerie inter­ven­tion­nelle où la sta­bi­li­té de l’équipement est essentielle.

La mise en œuvre du scan­ner à comp­tage de pho­tons modi­fie éga­le­ment la ges­tion de la don­née médi­cale au sein du flux de tra­vail radio­lo­gique. Deux aspects majeurs sont à consi­dé­rer : le volume des don­nées géné­rées et la com­plexi­té de leur recons­truc­tion. Pre­miè­re­ment, la quan­ti­té de don­nées pro­duites par ce type de scan­ner est consi­dé­ra­ble­ment accrue. Sur un scan­ner conven­tion­nel, une série DICOM (Digi­tal ima­ging and com­mu­ni­ca­tions in medi­cine) d’une cen­taines de coupes de 0,6 mm avec une matrice image de 512×512 repré­sente envi­ron 0,5 Mo. En com­pa­rai­son, les modèles récents de scan­ner, incluant ceux à comp­tage de pho­tons, génèrent des images avec une matrice de 1024×1024, mul­ti­pliant par quatre le volume d’information. De plus, la finesse des coupes du PCD-CT (0,2 mm contre 0,6 mm pour EID-CT) triple encore le nombre d’images, por­tant la taille mini­male d’une série à près de 600 Mo et jusqu’à 10 Go pour un exa­men TAP en UHR. À titre indi­ca­tif, les exa­mens d’IRM sont éga­le­ment de l’ordre du Go. Cette hausse du volume de don­nées amé­liore net­te­ment la qua­li­té d’image, mais impose des contraintes tech­niques, voire finan­cières,  notam­ment sur la capa­ci­té de sto­ckage et la per­for­mance des sta­tions de relec­ture. Elle pour­rait contraindre les éta­blis­se­ments à limi­ter l’usage de l’UHR et s’orienter vers la réso­lu­tion stan­dard en rou­tine cli­nique. Bien que cela n'annulent pas l’accès à l’imagerie spec­trale notam­ment, l’intérêt de se doter d’un tel équi­pe­ment sans pos­si­bi­li­té d’exploiter l’ensemble de ses fonc­tion­na­li­tés semble réduit. En fonc­tion du modèle de fac­tu­ra­tion du sto­ckage des don­nées, par patient ou au volume d’images, l’impact finan­cier pour­rait être dif­fé­rent. Cette contrainte impose éga­le­ment une mon­tée en puis­sance des sta­tions de recons­truc­tion, notam­ment par l’augmentation de la mémoire vive de 16 à 32 Go si l’on sou­haite s’affranchir de cer­taines len­teurs à la visua­li­sa­tion des images. 

Deuxiè­me­ment, la recons­truc­tion mul­ti-éner­gie propre au scan­ner à comp­tage de pho­tons engendre une com­plexi­té sup­plé­men­taire. Pour une même acqui­si­tion, il est pos­sible de réa­li­ser de nom­breuses recons­truc­tions simu­lant dif­fé­rents niveaux d’énergie (de 40 à 190 keV). Il est évi­dem­ment impos­sible de sto­cker l’ensemble de ces séries, de 600 Mo cha­cune, sur le PACS. Afin de pré­ser­ver la sou­plesse diag­nos­tique sans satu­rer le sto­ckage, les éta­blis­se­ments ont  mis en place une solu­tion hybride : seules quelques séries clés et un fichier SPP (Spec­tral Post Pro­ces­sing) conte­nant les infor­ma­tions d’énergie basse et haute sont archi­vés sur le PACS. Les recons­truc­tions spé­ci­fiques peuvent ensuite être cal­cu­lées de nou­veau sur le ser­veur Syn­go (Sie­mens), qui conserve tem­po­rai­re­ment les don­nées com­plètes pen­dant une semaine. Cette approche garan­tit la dis­po­ni­bi­li­té de l’information tout en maî­tri­sant le volume de sto­ckage. Cepen­dant, elle néces­site de se recon­nec­ter depuis les consoles PACS au ser­veur Syn­go pour effec­tuer ces recons­truc­tions, entraî­nant une perte de temps. Des besoins sup­plé­men­taires en res­sources humaines pour le para­mé­trage appli­ca­tif, la ges­tion réseau et la main­te­nance de l’infrastructure sont ain­si néces­saires. La synop­tique de ges­tion des don­nées est dis­po­nible en Figure 15 et peut varier en fonc­tion des éta­blis­se­ments : 

Figure 15. Synoptique de transmission type de la donnée d’imagerie médicale dans le cas du Naeotom Alpha. Source : Auteur.e.s

Il est donc pos­sible d’établir plu­sieurs défis liés au scan­ner pho­to­nique vis à vis du PACS :

• Volume de don­nées lar­ge­ment supé­rieurs à ceux du scan­ner spec­tral conven­tion­nel : double ou triple la quan­ti­té de don­nées sur un même protocole
• Pro­to­cole propre PCD-CT peut géné­rer jusqu’à +10000 images (UHR+SPP) en plus des don­nées brutes (Raw Data) qui peuvent atteindre jusqu’à 30 Go (recherche scientifique)
• Les trans­ferts d’images volu­mi­neuses et les tags DICOM récents imposent une infra­struc­ture réseau et un PACS com­pa­tible pour les affi­cher [33].

La durée de conser­va­tion légale des cli­chés sur 20 ans pour les éta­blis­se­ments de san­té (hôpi­taux et cli­niques), incluant une dis­po­ni­bi­li­té immé­diate durant 3 ans, com­plique davan­tage cette situa­tion liée au manque de capa­ci­té de sto­ckage et d’infrastructure per­met­tant le trai­te­ment et le trans­fert des don­nées. Occu­pant par­fois près de la moi­tié de la capa­ci­té de sto­ckage dis­po­nible sur le PACS, les scan­ners sont par­ti­cu­liè­re­ment affec­tés par la mas­si­fi­ca­tion des don­nées d’acquisition du fait de la quan­ti­té d’images pro­duites. Cette ten­dance s’opère en contre­par­tie de l’amélioration diag­nos­tique de cette moda­li­té. Le dimen­sion­ne­ment des infra­struc­tures de trans­fert et de sto­ckage des don­nées doit donc être anti­ci­pé lors de l’acquisition de ces nou­veaux équi­pe­ments de pointe. En évi­tant le télé­char­ge­ment des acqui­si­tions sur les clients lourds pour leur visua­li­sa­tion, le zero foot­print (strea­ming sur client léger) repré­sente une alter­na­tive inté­res­sante pour évi­ter les trans­ferts de fichiers et l’upgrade oné­reuse des sta­tions de visualisations.

3. État des lieux du marché du photonique

Les détec­teurs à comp­tage pho­to­nique repré­sen­tant un tour­nant signi­fi­ca­tif en ima­ge­rie médi­cale, les prin­ci­paux pro­duc­teurs de scan­ner mènent des tra­vaux de recherche pour déve­lop­per cette tech­no­lo­gie et pro­fi­ter d’un avan­tage concur­ren­tiel. De nom­breux axes sont par­ti­cu­liè­re­ment explo­rés, tels que le choix du maté­riau semi-conduc­teur, l'expérimentation de nou­veaux agents de contraste ou encore l’optimisation des algo­rithmes de recons­truc­tion. Avec son modèle Pho­to­no­va™ Spec­tra, Ge Heal­th­care se dis­tingue par­ti­cu­liè­re­ment par l’utilisation d’un détec­teur épais au Sili­cium qui béné­fi­cie d’une meilleure réso­lu­tion spec­trale que les détec­teurs au CZT grâce à son éner­gie moyenne de créa­tion de paire plus faible. De même, le Sili­cium génère moins d’effets K-escape et per­met un fenê­trage éner­gé­tique (5-10 keV) plus fin que celui des détec­teurs au Cad­mium (20-25 keV) [10]. Cepen­dant, sa com­plexi­té de pro­duc­tion, la pré­do­mi­nance des effets Comp­ton et les limites de réso­lu­tion spa­tiale attei­gnable pour­raient res­treindre le déve­lop­pe­ment des PCD au Sili­cium. Enfin, de nou­velles col­la­bo­ra­tions sont éga­le­ment ren­dues pos­sibles en l’exemple de GE Heal­th­care avec Nvi­dia pour l’intégration de leurs GPU (Gra­phics Pro­ces­sing Units) qui devraient per­mettre de réduire les durées de recons­truc­tion tout en amé­lio­rant la qua­li­té des images. 

D’autres dis­po­si­tifs sont actuel­le­ment en phase d'expérimentation, dont celui de Phi­lips et de Canon, ou limi­tés à un usage cli­nique loca­li­sé, comme le scan­ner crâ­nial de Sam­sung Heal­th­care. Enfin, dans un contexte éco­no­mique défa­vo­rable à l’innovation, les poli­tiques d’investissement sur le comp­tage pho­to­nique varient éga­le­ment puisque Sie­mens envi­sage de s’orienter exclu­si­ve­ment sur cette moda­li­té à moyen terme tan­dis que Phi­lips conti­nue de miser prin­ci­pa­le­ment sur son scan­ner spec­tral à inté­gra­tion d’énergie.

IV. Contraintes et limites du comptage photonique

En plus de néces­si­ter une infra­struc­ture réseau hos­pi­ta­lière adap­tée à son inté­gra­tion, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique est éga­le­ment impac­té par le volume de don­nées géné­rées lors de l’étape de détec­tion. En effet, la réa­li­sa­tion des acqui­si­tions en Ultra-Haute-Réso­lu­tion impose de réduire la sur­face de détec­tion afin de ne pas satu­rer l'électronique d’acquisition. La durée des exa­mens est alors ral­lon­gée ce qui limite l'utilisation de ce mode pour cer­taines indi­ca­tions. Dans le cas d’un pro­to­cole d’acquisition à basse éner­gie pour l’exploration de struc­tures de faibles dif­fé­rences de den­si­té, la qua­li­té des recons­truc­tions est alté­rée par l’indisponibilité des infor­ma­tions tomo­den­si­to­mé­triques sur l’ensemble du spectre (40 à 190 keV). De même, les recons­truc­tions VNC néces­sitent des niveaux d’acquisitions éle­vés : 140 à 190 keV, contrai­re­ment aux car­to­gra­phie d’iodes réa­li­sables à 120-140 keV. L’utilisateur doit donc déter­mi­ner au préa­lable le type de recons­truc­tion qu’il sou­haite pou­voir réa­li­ser pour fixer la fenêtre d’énergie néces­saire tout en limi­tant la dose déli­vrée. Enfin, on note que l’imagerie K-edge, fonc­tion­na­li­té exclu­sive du PCD-CT, est aujourd'hui inex­ploi­table en rou­tine cli­nique en rai­son de l’absence de pro­duits de contraste compatibles.

D’autres contraintes intrin­sèques liées à l’architecture des PCD sont éga­le­ments pré­sentes telles que  le par­tage de charge, ou Charge Sha­ring, qui cor­res­pond à la répar­ti­tion du nuage d’éléctrons, engen­dré par un pho­ton X inci­dent, entre plu­sieurs pixels adja­cents ce qui entraîne une dimi­nu­tion de la réso­lu­tion spa­tiale et des erreurs de dis­cri­mi­na­tion spec­trale. Les pho­tons X à haute éner­gie sont ain­si comp­tés comme plu­sieurs évé­ne­ments de faibles énergies. 

Lorsque le rayon­ne­ment de fluo­res­cence, pro­vo­qué par l’interaction du pho­ton inci­dent avec un K-élec­tron, entraîne à son tour l’éjection puis la détec­tion d’un élec­tron sur un pixel dif­fé­rent de celui qui se trouve en coïn­ci­dence du lieu d’interaction du pho­ton inci­dent, on parle de phé­no­mène K-escape. L'énergie recueillie par le pixel pri­maire est alors déplé­tée de l'énergie de liai­son de l'électron ayant entraî­né le rayon­ne­ment de fluo­res­cence (et le phé­no­mène K-escape) et donc sous éva­luée. À l’inverse, un pixel adja­cent per­çoit ce défi­cit d'énergie sans qu’il n’y ait eu d’interaction en cor­res­pon­dance. Lorsque le rayon­ne­ment fluo­res­cent à l’origine d’un évé­ne­ment détec­té sur un pixel dif­fé­rent de celui en coïn­ci­dence du lieu d’interaction du pho­ton inci­dent est issu d’une inter­ac­tion Comp­ton (pho­ton dif­fu­sé), on parle de Comp­ton scat­te­ring. On note que l’augmentation de la dimen­sion des pixels de l’anode pour­rait per­mettre de miti­ger ce phé­no­mène mais rédui­rait par la même occa­sion la réso­lu­tion spa­tiale. Dans l’ensemble de ces cas, le spectre d’énergie est défor­mé et la réso­lu­tion spa­tiale réduite. Les phé­no­mènes de Charge sha­ring et de K-escape sont repré­sen­tés sur la Figure 16. [36]

Figure 16. Schéma des effets de Charge sharing et K-escape. [36]

La struc­ture pla­naire des détec­teurs à comp­tage pho­to­nique pré­sente éga­le­ment des com­pro­mis phy­siques impor­tants. En effet, l’efficacité de col­lecte des paires élec­tron-trou dimi­nue avec l’épaisseur du semi-conduc­teur. Par ailleurs, la résis­ti­vi­té intrin­sèque du semi-conduc­teur (liée à la pure­té du maté­riau) impose de fortes limites à la ten­sion de pola­ri­sa­tion que l’on peut appli­quer. Une résis­ti­vi­té trop faible entraîne un cou­rant de fuite éle­vé ce qui dégrade le rap­port signal/bruit. À l’inverse, une résis­ti­vi­té éle­vée réduit la zone déplé­tée et limite ain­si le par­cours moyen des charges. 

Enfin, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique souffre éga­le­ment d’une limite que l’on retrouve sur les géné­ra­tions pré­cé­dentes. Il s’agit du phé­no­mène de Pile-Up, repré­sen­té Figure 17, se carac­té­ri­sant par la super­po­si­tion de plu­sieurs signaux (pulse) dis­tincts, affec­tant ain­si la réso­lu­tion éner­gé­tique par dis­tor­sion du spectre de détec­tion. En effet, sous des flux de pho­tons très éle­vés pou­vant atteindre plu­sieurs cen­taines de mil­lions d’interactions par mm² et par seconde, plu­sieurs charges peuvent arri­ver qua­si simul­ta­né­ment au niveau des pixels de l’anode et être enre­gis­trées comme un seul évé­ne­ment. Les algo­rithmes de décom­po­si­tion des com­po­sants tis­su­laires basés sur ces infor­ma­tions, et qui consti­tuent un des atouts majeurs de l’imagerie spec­trale, sont alors alté­rés. On note que la mobi­li­té des charges au sein des détec­teurs à CZT ou CdZnTe est réduite par rap­port au Si ce qui ampli­fie les effets de pile-up dans ces détec­teurs [38]. 

Figure 17. Effet de superposition d'impulsions ou pile-up. [36]

Avant de clôre cette der­nière par­tie, le Tableau 1 ras­semble les prin­ci­paux avan­tages et incon­vé­nients asso­ciés au scan­ner à comp­tage photonique :

Tableau 1 : Récapitulatif des avantages et inconvénients du scanner à comptage photonique. Sources : Auteur.e.s

AVANTAGES

INCONVÉNIENTS

- Réduc­tion poten­tielle du nombre d’examens com­plé­men­taires et/ou inva­sifs - Réduc­tion signi­fi­ca­tive de la dose et des volumes de pro­duits de contraste sur plu­sieurs indi­ca­tions - Amé­lio­ra­tion du niveau de détail et de la qua­li­té des acqui­si­tions (bruit, contraste, arté­facts) - Sen­si­bi­li­té spec­trale intrin­sèque sim­pli­fiant les recons­truc­tion aux dif­fé­rents niveaux d'énergie  - Intro­duc­tion de l’imagerie multi-contraste

- Manque d’évaluations cli­niques sur cer­taines appli­ca­tions et d’uniformisation des pro­to­coles d’acquisitions - Aug­men­ta­tion signi­fi­ca­tive de la quan­ti­té de don­nées géné­rées - Coûts d’acquisition signi­fi­ca­ti­ve­ment plus éle­vés que ceux des géné­ra­tions pré­cé­dentes - L’usage cli­nique de l’UHR n’est pas tou­jours néces­saire ni béné­fique puisqu’il ral­longe la durée des exa­mens et ajoute du bruit à l’image

Conclusion

L’imagerie tomo­den­si­to­mé­trique conven­tion­nelle offre la meilleure réso­lu­tion spa­tiale tout en per­met­tant une grande rapi­di­té des acqui­si­tions. Au cours des der­nières années, le déve­lop­pe­ment de cette moda­li­té a per­mis de la posi­tion­ner comme une réfé­rence incon­tour­nable pour la prise en charge d’un très grand nombre de patho­lo­gies. Cepen­dant, elle est éga­le­ment asso­ciée à une expo­si­tion des patients aux rayon­ne­ments ioni­sants contrai­re­ment à d'autres moda­li­tés dont l’IRM. Bien qu’elles ne répondent pas aux mêmes indi­ca­tions cli­niques et soient consi­dé­rées comme com­plé­men­taires, le déve­lop­pe­ment d’une nou­velle géné­ra­tion de scan­ner doit être jus­ti­fié du fait de l’existence d’alternatives. Depuis l’introduction de l’imagerie spec­trale, l’avènement récent des détec­teurs à comp­tage pho­to­nique offre désor­mais une acqui­si­tion native sur plu­sieurs niveaux d’énergies. En répon­dant à plu­sieurs limites des anciens détec­teurs à inté­gra­tion d'énergie, ils contri­buent à une ima­ge­rie diag­nos­tique plus fine et devraient pou­voir offrir de nou­veaux modes d’exploration tels que l’imagerie mul­ti-contraste. L’usage du PCD-CT devrait pro­gres­si­ve­ment se sub­sti­tuer à celui des EID-CT où la ges­tion de la dose, du pro­duit de contraste et de la qua­li­té image reste un pro­blème, et pour­rait même deve­nir la réfé­rence sur des indi­ca­tions aujourd’hui réser­vées à d’autres moda­li­tés, comme la coro­na­ro­gra­phie à visée diag­nos­tic. Néan­moins, il souffre éga­le­ment de contraintes à prendre en consi­dé­ra­tion même si plu­sieurs d'entre elles devraient être en par­tie miti­gées avec la matu­ri­té des dispositifs.

À l’avenir, on peut espé­rer voir de nou­velles avan­cées concer­nant les agents de contraste à base de nano­par­ti­cules qui pour­raient per­mettre l'accès à une ima­ge­rie mor­pho-fonc­tion­nelle. Leur déve­lop­pe­ment s’avère par­ti­cu­liè­re­ment inté­res­sant pour une pos­sible appli­ca­tion en sui­vi onco­lo­gique notam­ment. Cepen­dant, l’utilisation du Gado­li­nium néces­site actuel­le­ment un volume d’injection 10 fois supé­rieur à celui de l’IRM. D’autre part, l’Or ou le Bis­muth sont aujourd’hui inter­dits en usage cli­nique chez l’Homme ce qui pour­rait contra­rier leur uti­li­sa­tion. La concep­tion de fan­tômes spé­ci­fiques et l’élaboration de pro­to­coles de contrôle qua­li­té adap­tés aux nou­velles tech­niques d’imagerie et de réso­lu­tion doivent éga­le­ment accom­pa­gner cette tech­no­lo­gie. L'évolution constante des capa­ci­tés de trai­te­ment de l'électronique d'acquisition, qui consti­tuent aujourd’hui un fac­teur limi­tant sur les acqui­si­tions en Ultra-Haute-Réso­lu­tion, pour­rait per­mettre de dimi­nuer les durées d’examens et les doses asso­ciées. Enfin, la consti­tu­tion de bases de don­nées et le déve­lop­pe­ment d’outils de Deep Lear­ning Recons­truc­tion (DLR) repré­sentent des axes d’investissements majeurs pour les fabri­cants qui misent sur ces solu­tions pour amé­lio­rer l’ensemble de leurs pro­duits, des algo­rithmes de trai­te­ment des don­nées à la sim­pli­fi­ca­tion du work­flow pour les utilisateurs. 

Si l’innovation repré­sente indé­nia­ble­ment un enjeu stra­té­gique pour les construc­teurs afin de main­te­nir leur com­pé­ti­ti­vi­té, elle répond avant tout à des besoins cli­niques concrets et à des exi­gences crois­santes en matière de qua­li­té diag­nos­tique et de radio­pro­tec­tion. De même, l’acquisition de ces équi­pe­ments par les éta­blis­se­ments de san­té ne relève pas uni­que­ment d’une démarche d’image ou de pres­tige, mais s’inscrit dans une volon­té d’amélioration de la prise en charge des patients, en par­ti­cu­lier pour les patho­lo­gies les plus sen­sibles ou néces­si­tant des exa­mens répé­tés. Leur adop­tion repose notam­ment sur une for­ma­tion adap­tée des uti­li­sa­teurs pour aug­men­ter la confiance diag­nos­tique en per­met­tant l’interprétation des acqui­si­tions pou­vant révé­ler de nou­veaux types de lésions. Mal­gré des contraintes médi­co-éco­no­miques et orga­ni­sa­tion­nelles impor­tantes, le scan­ner à comp­tage pho­to­nique s’impose ain­si comme une évo­lu­tion per­ti­nente, cohé­rente et majeure de l’Imagerie Médi­cale, ren­for­çant la place de la sca­no­gra­phie au sein d’une approche mul­ti­mo­dale moderne et complémentaire.

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