Chapitre 1 Bases techniques de la mammographie

La mammographie est l’examen radiologique de référence pour le dépistage des cancers du sein qui sont la première cause de mortalité chez la femme. Pour obtenir une bonne qualité d’image et compte tenu des caractéristiques anatomiques et radiologiques du sein, il faut utiliser un mammographe qui est un appareil de radiographie ayant des caractéristiques et des performances adaptées.

Les performances des détecteurs peuvent être caractérisées à partir de mesures souvent réalisées dans des conditions de laboratoire. Elles s’expriment à partir de la fonction de transfert de modulation (FTM), du spectre de bruit (NPS) et de l’efficacité quantique de détection (EQD). Il est difficile d’établir un lien direct entre ces descripteurs de performances et la qualité clinique de l’image telle qu’elle peut être perçue par un observateur. Pour cette raison, la qualité globale de l’image est souvent évaluée au travers d’images d’objets tests contraste–détail ou de fantômes anthropomorphiques en utilisant des paramètres techniques d’acquisition proches de ceux utilisés en clinique et permettant une tâche d’interprétation identique à celle rencontrée en situation clinique. La qualité de l’image ne doit pas être évaluée seule mais en fonction de la dose délivrée. En effet, si la qualité de l’image est améliorée en fonction de la dose du fait de l’augmentation du rapport signal à bruit, elle doit être maîtrisée à un niveau aussi faible que possible pour garantir sa qualité diagnostique et limiter les risques stochastiques de cancers radio-induits , liés à l’utilisation des rayonnements ionisants. L’optimisation est de ce fait une exigence absolue d’autant plus que la mammographie est utilisée dans le cadre du dépistage ce qui requiert une attention particulière.

Pour s’assurer que les exigences sont satisfaites tout au long de la chaîne mammographique, l’ensemble des maillons constituant cette chaîne doit être sous contrôle. Ainsi, la mise en place d’un programme d’assurance de qualité (AQ) est indispensable afin de s’assurer que l’on obtient une information radiologique de qualité suffisante pour le diagnostic pour une dose d’irradiation minimale. L’assurance de qualité comprend le contrôle de qualité (CQ) qui constate l’état fonctionnel du mammographe, les propriétés physiques et les performances de l’installation y compris l’évaluation des résultats obtenus.

Un mammographe spécialement conçu pour l’imagerie du sein avec des performances adaptées et périodiquement contrôlées est la garantie de produire des images de qualité optimale pour une dose d’irradiation aussi faible que possible permettant ainsi d’assurer une balance risque–bénéfice indiscutablement en faveur de l’utilisation de la mammographie en diagnostic mais aussi et surtout en dépistage chez la femme de plus de 50 ans.

Constitution d’une chaîne de mammographie

Mammographe

Un mammographe moderne (fig. 1.1) est constitué d’un statif autorisant le déplacement vertical et la rotation du bras de l’appareil pour s’adapter à la morphologie de la patiente et réaliser les différentes incidences mammographiques. Le bras est lui-même composé du tube RX, de la pelle de compression motorisée et du potter renfermant la grille anti-diffusante, le récepteur et l’exposeur automatique.

Fig. 1.1 Schéma d’un mammographe moderne présentant les différentes parties constitutives et leurs positions relatives.

Géométrie

Les mouvements, de translation et de rotation du bras, doivent assurer une grande maniabilité de l’ensemble et l’ergonomie nécessaire pour maintenir un positionnement correct du sein pour les différentes incidences.

Le sein est placé sur le potter, qui renferme une grille anti-diffusante mobile, et le détecteur, et en dessous la cellule d’exposition automatique. Cette configuration spécifique à la mammographie associée à une distance foyer–détecteur qui ne doit pas être inférieure à 600 mm permet d’assurer un agrandissement minimal. Une pelle de compression motorisée sur le bras de l’appareil permet d’assurer la compression adéquate nécessaire, ferme sans être douloureuse.

La cellule d’exposition permet de travailler en mode automatique garantissant une exposition optimale quelles que soient l’épaisseur et la densité du sein sous compression.

Faisceau

Du fait du faible contraste objet présenté par le sein, il est nécessaire de rechercher le contraste image maximum en utilisant un faisceau de RX de basse énergie. Celui-ci est généré par un tube RX composé de deux foyers (un gros foyer de taille nominale ≤ 0,4 et un foyer fin de taille nominale ≤ 0,15 utilisé pour les clichés en agrandissement) et d’une ou deux pistes d’anode. L’anode est généralement en molybdène (Mo) ou en rhodium (Rh) ou encore en tungstène (W) avec des filtrations permettant d’adapter la qualité du faisceau (fig. 1.2).

Fig. 1.2 Représentation typique d’un spectre RX (Mo/Mo) produit par une anode en molybdène, une filtration additionnelle de 30 μm de molybdène et une haute tension de 30 kVp.

Les raies caractéristiques du Mo à 17,5 keV et 19,6 keV sont visibles.

Le faisceau est délimité par un diaphragme et le côté proximal du faisceau est aligné sur le bord externe du potter afin d’éviter toute irradiation inutile de la paroi thoracique de la femme.

Récepteur

Mammographie analogique

En mammographie analogique, l’acquisition de l’image se fait à l’aide d’un couple écran–film contenu dans une cassette aux dimensions standard, 18 cm × 24 cm ou 24 cm × 30 cm, choisie en fonction du volume mammaire. Après la génération du faisceau de RX, les photons X transmis à la sortie du sein sont convertis en photons lumineux par les écrans renforçateurs des récepteurs. Cette information est enregistrée dans la couche d’émulsion du film ce qui constitue l’image latente. Le film est ensuite développé et interprété sur un négatoscope.

Mammographie numérique

Les définitions des principaux termes techniques concernant la mammographie numérique sont présentées dans l’annexe 1.1.

En mammographie numérique, le processus complet est plus complexe et fait appel à un détecteur numérique [1]. L’obtention d’une image numérique peut être décrite en cinq étapes :

De ces cinq étapes, seules deux sont numériques. L’obtention de l’image numérique mêle l’analogique et le numérique. De plus, comme les deux étapes numériques sont totalement dissociées, elles peuvent être optimisées pour une tâche spécifique :

• détection : le détecteur doit avoir une large gamme dynamique et une efficacité d’absorption des RX aussi élevée que possible afin de produire des images de grande qualité quel que soit le niveau de dose ;

• codage numérique des données : après l’acquisition, résolution et contraste sont généralement adaptés dans le processeur afin d’améliorer la qualité de l’image numérique produite et par conséquent leur acceptation clinique ;

• affichage : finalement le post-traitement de l’image numérique prend place juste avant que les informations ne soient présentées au radiologue. Cependant, le diagnostic n’est pas effectué à partir des données numériques mais sur une image analogique imprimée sur un reprographe laser ou directement affichée sur une console d’interprétation.

Détecteurs

Récepteur analogique

La formation de l’image analogique requiert l’utilisation d’un couple écran–film adapté à l’examen réalisé (fig. 1.3). Le choix du couple écran–film et les conditions de développement déterminent a priori les caractéristiques de l’image. Le film est constitué d’un support recouvert sur ses faces d’une couche d’émulsion argentique composée essentiellement de bromure d’argent. Cette émulsion étant très peu sensible aux RX, on met au contact des couches d’émulsion des écrans renforçateurs qui vont convertir les RX incidents en lumière et impressionner le film. Une cassette, contenant le couple écran–film, permet de protéger le film de la lumière ambiante et d’assurer la mise en contact intime des écrans avec l’émulsion. Le film, monocouche, est couplé à un écran renforçateur postérieur (voir fig. 1.3) qui permet d’obtenir la résolution spatiale suffisante pour visualiser des petites microcalcifications. Dans cette disposition, l’interaction des photons incidents se produit dans les couches superficielles de l’écran postérieur limitant la dispersion de la lumière émise avant l’impression de l’émulsion située au contact de l’écran.

Fig. 1.3 Schéma décrivant l’impression de la couche d’émulsion sensible à la lumière produite par les écrans renforçateurs.

La partie gauche représente la configuration avec deux écrans renforçateurs et un film bicouches et la partie droite la configuration utilisée en mammographie avec un film monocouche associé à un écran postérieur permettant d’améliorer la résolution spatiale.

Toutefois, la sensibilité du récepteur diminue et il peut y avoir des artéfacts d’arrachement liés au développement. Les conditions de développement du film sont critiques pour la qualité de l’image obtenue. Le couple écran–film a longtemps été considéré comme le récepteur de référence en mammographie et seuls les détecteurs numériques les plus récents le concurrencent aujourd’hui [2].

Détecteurs numériques

Deux technologies de détections numériques sont disponibles (fig. 1.4) : la technologie CR (computed radiography) qui utilise des détecteurs amovibles, les écrans radioluminescents à mémoire (ERLM), et la technologie DR (direct radiography) qui utilise des détecteurs numériques constitués de pixels. La technologie DR englobe plusieurs types de détecteurs dédiés qui peuvent être classés en fonction du processus d’obtention du signal électrique soit par conversion indirecte soit par conversion directe. De plus, pour chaque catégorie de conversion, il existe des détecteurs plans plein champ ou des systèmes à balayage (fig. 1.5).

Fig. 1.4 Organigramme précisant les deux technologies, CR et DR, et les différents types de capteurs disponibles en mammographie numérique.

Fig. 1.5 Schéma montrant les différentes étapes d’obtention du signal numérique : absorption des photons X dans le détecteur ; conversion en charge électrique ; lecture du signal et codage numérique.

Écrans radioluminescents à mémoire (ERLM)

Un système CR est composé d’une cassette acceptant un écran ERLM, d’un lecteur, d’une station informatique, d’une console de diagnostic pour l’interprétation et d’un reprographe laser permettant l’impression sur film. Ce détecteur est produit dans les formats standard des cassettes utilisées en mammographie. Il est donc compatible avec tous les mammographes analogiques.

Le principe physique de base utilisé est l’émission lumineuse photo-stimulée. Au cours de l’irradiation (fig. 1.6), en chaque point de l’écran, les électrons, créés en quantité proportionnelle à l’exposition dans la couche de phosphore, sont piégés dans les défauts de la structure cristalline où ils demeurent dans un état stable constituant ainsi une image latente. De ce point de vue et par analogie avec les films, les écrans ERLM enregistrant une image latente peuvent être qualifiés de détecteurs passifs. La lecture se fait à l’aide d’un faisceau laser : en chaque point de l’écran, la quantité de lumière émise, proportionnelle à l’exposition, est recueillie grâce à un guide de lumière avant d’être transformée en signal électrique par un photomultiplicateur pour être finalement convertie en signal numérique. La taille de chaque plage d’échantillonnage (sampling aperture) dépend de la finesse du faisceau laser employé. Suite à sa lecture, l’écran ERLM est réutilisable après avoir été exposé à un éclairement lumineux intense d’initialisation qui supprime toute information résiduelle restée stockée au sein de la structure cristalline après la lecture.

Fig. 1.6 Schéma décrivant le cycle de l’utilisation d’un capteur amovible ERLM.

L’exposition crée une image latente au sein de la couche sensible et la lecture par balayage de la surface de l’écran par un fin faisceau laser permet d’extraire l’information stockée constituant l’image à visualiser. La plaque subit une étape d’effacement avant d’être réutilisée.

Récemment, les plaques ont été améliorées grâce à l’utilisation de cristaux structurés en aiguille.

Systèmes à conversion indirecte

Dans la technologie DR à conversion indirecte, l’étage d’entrée du détecteur est composé par un scintillateur (fig. 1.7) qui va permettre la conversion des photons X incidents en photons lumineux qui seront ensuite convertis en charge électrique grâce à l’utilisation de photodiodes sur une matrice TFT ou d’éléments CCD [3]. La charge électrique de chaque pixel est ensuite numérisée par un convertisseur analogique–numérique pour constituer l’image numérique. En raison de la construction, chaque pixel de la matrice TFT présente une sensibilité individuelle avec un certain taux de pixels muets, ce qui constitue un inconvénient lié à ce type de technologie. De plus, l’électronique est sensible à l’irradiation qui va créer des défauts supplémentaires au cours du temps, donc un taux de pixels muets qui va augmenter progressivement avec le vieillissement du détecteur.

Fig. 1.7 Représentation schématique d’un détecteur numérique à conversion indirecte où le scintillateur converti les photons X en photons lumineux avant d’être transformés en signal électrique par les photodiodes au niveau de chaque pixel de la matrice électronique (TFT).

Détecteurs plans plein champ à lecture électronique

La partie active du pixel est composée d’une photodiode, convertissant la lumière en charges électriques, et de l’électronique à transistor en couche mince (TFT) permettant la lecture de la charge stockée. Chaque ligne de la matrice active peut être adressée individuellement autorisant de collecter la charge électrique stockée sur chaque pixel pour obtenir ainsi une image numérique après l’étape de conversion analogique–numérique.

Systèmes à balayage

Dans cette approche, l’acquisition est réalisée par le balayage synchronisé d’un faisceau RX fortement collimaté en éventail et du détecteur couvrant la région à explorer [3, 4].

Si l’utilisation d’un faisceau collimaté par une fente permet de réduire de façon drastique les photons diffusés atteignant le détecteur et ainsi d’éviter l’utilisation d’une grille anti-diffusante procurant potentiellement une réduction significative de la dose absorbée, ce système a l’inconvénient de nécessiter une charge très importante sur le tube du fait de la faible proportion utilisée du faisceau de RX généré.

En collimatant le faisceau par une fente large (slot) [4], il est possible d’acquérir un grand nombre de lignes simultanément (par exemple, 200 lignes de 50 μm) et ainsi de faire une meilleure utilisation du faisceau RX. Dans ce cas, le scintillateur se présente sous la forme d’une bande couplée optiquement au détecteur matriciel 2D à CCD. Grâce à un couplage optique sans réduction, la lumière émise par le scintillateur est collectée sur les éléments CDD aboutés. La durée complète du balayage, généralement de 4 à 5 secondes, pourrait affecter le confort de la patiente et résulter en un flou cinétique mais il faut considérer que le risque de flou cinétique est plutôt lié au bref temps de passage (200 ms environ) du détecteur au-dessus de chaque point.

Systèmes à conversion directe

Contrairement à la technologie à conversion indirecte, la radiographie numérique à conversion directe (fig. 1.8) ne nécessite pas l’étape intermédiaire de conversion du faisceau de photons X en lumière.

Fig. 1.8 Représentation schématique d’un détecteur numérique à conversion directe.

L’interaction des photons X incidents produit directement des charges électriques par ionisation dans le volume photoconducteur. Les charges électriques sont stockées au niveau de chaque pixel de la matrice électronique (TFT).

Détecteurs plans plein champ à lecture électronique

Le détecteur est composé généralement d’un matériau photoconducteur de sélénium amorphe (aSe) [5, 6]. La couche sensible du détecteur est soumise à une haute tension qui la polarise créant l’apparition d’un champ électrique intense au sein du milieu de détection. L’irradiation crée des paires électrons–trous par ionisation au sein de la couche sensible. Les électrons créés sont collectés sur une électrode, sans dispersion latérale sous l’action du champ électrique généré. Ainsi de principe, la conversion directe garantie une résolution spatiale élevée. Ces charges sont directement stockées dans chaque pixel agissant comme un condensateur pour être ensuite converties en signal électrique, lors du cycle de lecture, par une couche électronique (TFT) avant d’être numérisées par un convertisseur analogique–numérique.

Détecteurs plans plein champ à commutation optique

Un nouveau type de détecteur à conversion directe et à lecture par commutation optique (fig. 1.9) a récemment été développé [6, 7].

Fig. 1.9 Schéma de principe du détecteur numérique à conversion directe et lecture par commutation optique montrant les principaux éléments : électrode de polarisation, couche épaisse de photoconducteur (PCL), couche de piégeage des électrons (ETL), couche mince de photoconducteur (PCL), électrodes opaques et transparentes, et source de lumière linéaire.

Les rayons X sont directement convertis en charges électriques qui sont lues grâce à un système électronique à commutation optique.

Au cours de l’irradiation, les photons X incidents sont absorbés dans la couche photoconductrice épaisse PCL, produisant des paires électrons–trous. Sous l’action du champ électrique régnant au sein de cette couche, les électrons sont guidés sur la couche ETL et accumulés.

Après l’irradiation, le champ électrique régnant au sein de la couche épaisse PCL est supprimé. Il en résulte (fig. 1.10) l’apparition de charges électriques positives sur l’électrode de polarisation de la couche épaisse PCL et sur les électrodes transparentes et opaques créant ainsi l’apparition d’un champ électrique au sein de la couche mince PCL de lecture.