Guide Des Technologies de L'imagerie Médicale Et de La Radiothérapie 2016 [PDF]

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GUIDE des technologies de l’imagerie

médicale et de la radiothérapie Quand la théorie éclaire la pratique

Chez le même éditeur

Des mêmes auteurs Atlas d'anatomie générale et radiologique, J.-P. Dillenseger, 2011, 1re édition, 304 pages. Guide des techniques de soins en imagerie médicale, E. Moerschel, 2012, 1re édition, 128 pages. Autres ouvrages Lecture radiologique aux urgences : l'indispensable, P. Raby, 2016, 2e édition, 380 pages. Imagerie de la colonne vertébrale et de la moelle épinière, F. Lecouvet, G. Consard, J.-L. Dietemann, 2016, 3e édition, 352 pages. Traité d'imagerie vasculaire, F. Joffre, 2015, 1re édition, 648 pages. Echo-Doppler vasculaire et viscéral, M.-F. Bellin, P. Legman, 2015, 1re édition, 400 pages. Radioprotection en milieu médical, Y.-S. Cordoliani, 2014, 3e édition, 248 pages. Echographie en urgence pour le radiologue, M. Bléry, 2014, 1re édition, 160 pages. Imagerie musculosquelettique : pathologies générales, A. Cotten, 2013, 2e édition, 1064 pages. Guide des positions et incidences en radiologie ostéoarticulaire, M. Sobczyk, 2013, 1re édition, 360 pages. Comprendre l'IRM, B. Kastler, D. Vetter, 7e édition, 2011, 408 pages.

GUIDE

des technologies de l’imagerie médicale et de la radiothérapie Quand la théorie éclaire la pratique Jean-Philippe Dillenseger Elisabeth Moerschel Claudine Zorn Illustrations : Jean-Philippe Dillenseger Préface à la 2e édition Jean-Louis Dietemann 2e édition

DANGER

LE

PHOTOCOPILLAGE TUE LE LIVRE

Ce logo a pour objet d’alerter le lecteur sur la menace que représente pour l’avenir de l’écrit, tout particulièrement dans le domaine universitaire, le développement massif du « photo-copillage ». Cette pratique qui s’est généralisée, notamment dans les établissements d’enseignement, provoque une baisse brutale des achats de livres, au point que la possibilité même pour les auteurs de créer des œuvres nouvelles et de les faire éditer correctement est aujourd’hui menacée. Nous rappelons donc que la reproduction et la vente sans autorisation, ainsi que le recel, sont passibles de poursuites. Les demandes d’autorisation de photocopier doivent être adressées à l’éditeur ou au Centre français d’exploitation du droit de copie : 20, rue des Grands-Augustins, 75006 Paris. Tél. 01 44 07 47 70.

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Auteurs et collaborateurs Auteurs Jean-Philippe Dillenseger – Professeur de l’Éducation nationale (imagerie médicale) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Élisabeth Moerschel – Professeur de l’Éducation nationale (imagerie médicale) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Claudine Zorn – Professeur de l’Éducation nationale (imagerie médicale) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Collaborateurs Lydie Ait-Sidhoum – MERM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Pascale Anstett – MERM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Éric Bauer – Professeur de l’Éducation nationale (imagerie médicale) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Guillaume Bierry – PU-PH en radiologie – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Élise Bottlaender-Enderlin – PSRPM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Philippe Choquet – MCU-PH en biophysique et médecine nucléaire – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Nicolas Clauss – Ingénieur en radioprotection – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Joël Comte – Cadre de santé – IFMEM – CHRU de Nancy Julien Detour – PH en radiopharmacie – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Carole Dreyer – MERM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Thierry Droehnle – Directeur de développement – Toshiba medical systems Hervé Faltot – MERM – Hôpital Albert Schweitzer – Colmar Julien Garnon – PH en radiologie – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Christian Goetz – Médecin nucléaire – Hôpitaux universitaires de Fribourg (Allemagne) Catherine-Isabelle Gros – Médecin Faculté de chirurgie dentaire de Strasbourg Sophie Jousselin – Technicienne en radioprotection – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Stéphane Kremer – PU-PH en radiologie – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Clémentine Lidin – MERM – Strasbourg oncologie libérale Éric Lim – PSRPM – Centre hospitalier de Rodez Luc Mertz – PSRPM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Pierre Moerschel – Cadre de santé – Hôpitaux u ­ niversitaires de Strasbourg

Adrien Niemeskern – Professeur de l’Éducation nationale (physique) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Christine Obrecht – MERM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Véronique Perrotez – PSRPM –  Centre hospitalier de Haguenau Stéphane Reibel – Radiothérapeute – Strasbourg oncologie libérale Geneviève Reinhardt – Radiologue – Centre hospitalier de Haguenau Angel Sanchez I Zafra – PSRPM – Strasbourg oncologie libérale François Schlosser – Professeur de l’Éducation nationale (physique appliquée) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Valérie Schmit – MERM – Strasbourg oncologie libérale Michel Schmitt – Radiologue – Hôpital Albert Schweitzer – Colmar Vincent Schuh – Professeur de l’Éducation nationale ­(physique appliquée) – Télécom Physique Strasbourg Vanessa Schwartz – MERM – Strasbourg oncologie libérale Catherine Seidel – Professeur de l’Éducation nationale – (imagerie médicale) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Benjamin Thiriat – MERM – CHRU de Nancy Philippe Torzini – Professeur de l’Éducation nationale (physique) – Lycée Jean Rostand – Académie de Strasbourg Daniel Vetter – Cadre de santé – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Jean-Philippe Wagner – Radiothérapeute Centre de radiothérapie Nord Littoral – Dunkerque Alain Winter – Cadre supérieur – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Pierre-Emmanuel Zorn – MERM – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Remerciements particuliers André Constantinesco – Professeur de biophysique et de médecine nucléaire (PU-PH) – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Jean-Louis Dietemann – Professeur de radiologie (PU-PH) – Hôpitaux universitaires de Strasbourg Georges Noël – Professeur de radiothérapie (PU-PH) – Centre Paul Strauss – Strasbourg Illustrations : Jean-Philippe Dillenseger

V

Préface à la deuxième édition C’est avec un grand plaisir et un grand honneur que l’université de Strasbourg (UDS) voit naître la nouvelle édition du ­« best-seller » conçu initialement avec enthousiasme par Jean-Philippe Dillenseger et Élisabeth Moerschel, consacré aux bases ­physiques des techniques d’imagerie médicale (radiologie, médecine nucléaire) et de radiothérapie qui a comblé un vide éditorial de plusieurs décennies et qui a permis d’emblée de situer le haut niveau de connaissance requis pour la validation du diplôme et l’exercice de cette profession « d’adjoint paramédical » dont la dénomination officielle, manipulateur en électroradiologie médicale (MERM), souvenir des temps anciens où l’imagerie se limitait à la radiographie standard, n’est plus qu’un pâle reflet de la réalité quotidienne du métier. Les connaissances mises à la disposition des étudiants dans cet ouvrage correspondent parfaitement aux exigences de la réforme de l’enseignement du diplôme récemment mise en œuvre conjointement par les ministères des Affaires sociales et de la Santé et de l’Enseignement supérieur et de la Recherche qui permettent l’obtention simultanée du diplôme de MERM et du grade de licence. Du fait de l’universitarisation de la formation, les responsables de l’enseignement du diplôme de MERM se doivent d’une part de répondre aux exigences universitaires et être titulaires de masters et de doctorats dans les domaines de la physique, de l’imagerie médicale, de la radioprotection ou encore de la radiothérapie et d’autre part de guider les étudiants vers la recherche. Les connaissances fondamentales exigées pour l’obtention du diplôme de MERM sont proches de celles enseignées dans le cadre du DES de radiologie et d’imagerie médicale comme le confirme le grade de licence. La multiplication des techniques d’imagerie, basées sur des principes physiques souvent très différents (radiations ionisantes, résonance magnétique nucléaire, ultrasonographie), rend l’enseignement et l’acquisition des connaissances plus complexes. La généralisation de l’image numérique avec ses possibilités de post-traitement, d’archivage et de transmission d’images ajoute de nouvelles fonctions au métier de MERM ; une bonne connaissance de l’anglais est indispensable pour une utilisation optimale des équipements. La protection du patient et du personnel soignant est basée sur une connaissance actualisée des effets délétères des radiations ionisantes mais aussi des ondes électromagnétiques (IRM) et ultrasonores (échographie), des principes de la radioprotection ainsi que des textes réglementaires. Les règles d’utilisation des produits de contraste, leurs complications potentielles et la participation à la gestion urgente de certains effets secondaires font partie intégrante de la mission du MERM. La radiothérapie répond certes à des contraintes spécifiques mais elle intègre de plus en plus les données de l’imagerie diagnostique multimodale à la programmation des traitements par les radiations ionisantes. La rédaction de cette deuxième édition de l’ouvrage associe Claudine Zorn à Élisabeth Moerschel et Jean-Philippe ­Dillenseger ; les auteurs ont bénéficié de l’apport de l’expertise d’un certain nombre de collaborateurs spécialisés, ce qui reflète l’évolution nécessaire de cette profession vers une sur-spécialisation indispensable au développement et à la mise en œuvre des techniques les plus performantes. Le contenu de cet ouvrage offre aux étudiants en formation initiale mais également à tous ceux qui exercent la profession depuis un certain nombre d’années, les bases de cette spécialisation, mais a également été adapté aux exigences des besoins d’étudiants ingénieurs, de radiophysiciens et de médecins spécialisés en imagerie médicale diagnostique et thérapeutique (radiologie, médecine nucléaire et radiothérapie). Le fruit de ce travail d’équipe, qui couvre toutes les techniques d’imagerie diagnostique et interventionnelle et la radiothérapie confirme la mutation définitive vers la numérisation et sera pour les prochaines années un document de référence pour un enseignement de qualité des futures générations de MERM et de diplômées de l’université, qu’elles suivent la formation au sein des écoles de manipulateurs (DE) ou par la voie du DTS (diplôme de technicien supérieur). Cette nouvelle édition, enrichie de plus de 100 pages et de plus de 100 figures, est disponible en version électronique pour tablettes, avec des références bibliographiques actualisées en fin de chapitre et une liste alphabétique de 200  termes ou acronymes techniques traduits en anglais. En imagerie diagnostique, les principes physiques de plusieurs innovations technologiques sont introduits ou modifiés (post-traitements, EOS, tomosynthèse, reconstructions itératives, acquisition biénergie, cone beam, échographie et Doppler, techniques de suppression du signal de la graisse en IRM, artéfacts…). En radiobiologie et en radioprotection, l’ouvrage actualise les connaissances théoriques et les textes juridiques réglementaires. Cette mise à jour d’un ouvrage de base indispensable pour la formation des nouvelles générations de MERM ouvre également la porte à la formation initiale des médecins qui se destinent à l’imagerie médicale et à la radiothérapie et offre de nouvelles perspectives universitaires aux professions paramédicales. Professeur Jean-Louis DIETEMANN

PU-PH – chef de service, hôpitaux universitaires de Strasbourg

VII

Préface : partie radiothérapie (2009) Encore un livre « médical » diront certains ! Oui, peut-être, mais quel livre ! Didactique, clair, raisonné et raisonnable. Les chapitres de radiothérapie ont focalisé mon intérêt. Ce livre apporte des données historiques, contemporaines de l’infrastructure technique, de l’environnement humain et du contexte administratif de la radiothérapie. Malgré des thèmes peu aisés à développer d’une spécialité considérée comme lourde et un peu officieuse, les auteurs abordent chacun des sujets avec une maîtrise qui allie leur grande connaissance, leur expérience et des années d’enseignement. Manipulateur en électroradiologie, si la terminologie paraît ancienne, elle cache l’une des professions qui a connu le plus d’évolution depuis sa création. Cette évolution est décrite dans le texte et transparaît dans la modernité des illustrations précises et compréhensibles qui s’associent à des photographies anciennes que l’on imagine jaunies. Les références des sites Internet seront d’une grande utilité aux curieux et prouvent la volonté des auteurs à ouvrir les étudiants dans ce monde complexe de la radiothérapie en décloisonnant les murs de l’école. Construire le présent avec le passé comme fondation et imaginer l’avenir avec le présent comme soutien semblent les objectifs de ces chapitres. Une bien belle vision de l’enseignement ! Un livre pour les manipulateurs fait par les manipulateurs et leurs enseignants. D’aucuns pourraient y voir la simplification voire des données simplistes, loin de là, très loin de là ! Les descriptions sont soignées, les explications très poussées si bien que les encadrés « pour aller plus loin » paraissent couler de source, comme une évidence. Soyons honnête, ce livre se lit aisément, comme un roman ; la suite des chapitres raconte la radiothérapie, le parcours du malade, l’évolution des choix qui conduisent au traitement optimal. Chaque point abordé est nécessaire à l’équilibre du livre et à la compréhension des données du chapitre qui suit. Quels plaisirs aussi de lire des chapitres qui peuvent paraître parfois si rébarbatifs aux étudiants et élèves : la radiobiologie et la radioprotection. Tout est finalement si simple. Il ne faut pas en douter, les auteurs aiment leurs élèves et ont de l’enthousiasme à exercer leur métier, cela se lit ! Alors les élèves aimeront ce livre et auront du bonheur à apprendre. Ce livre a un avenir et pas seulement chez les élèves manipulateurs, gageons que les étudiants en radiothérapie s’y plongeront comme dans une nécessaire connaissance, base d’un savoir à cultiver. Toujours les manipulateurs viendront de différentes écoles, points de reconnaissance, mais ils diront « j’ai appris dans le Moerschel et Dillenseger » signe de ralliement au même objectif : donner le meilleur pour le patient. Professeur Georges NOËL

PU-PH, Centre Paul Strauss – Strasbourg

IX

Préface : partie médecine nucléaire (2009) L’écrit de Carole Dreyer et Claudine Zorn est destiné non seulement aux étudiants manipulateurs mais sera aussi utile à toutes celles et ceux qui, étant plus avancés dans la carrière, souhaitent rafraîchir leurs connaissances en imagerie fonctionnelle nucléaire avec la mise en place récente dans les services de médecine nucléaire d’appareils d’imagerie médicale hybrides TEP-TDM et TEMP-TDM combinant deux modalités (radiologique et scintigraphique). Les objectifs que se sont donnés Carole Dreyer et Claudine Zorn sont de deux ordres : didactique et pratique. La lecture de l’ouvrage montrera au lecteur attentif que ces objectifs ont été atteints avec succès. Le mérite des auteurs est d’avoir su exposer de façon simple et succincte les concepts de base de physique nucléaire, de radiopharmacie, de technologie, de reconstruction d’image, de contrôle de qualité et enfin de radioprotection qui occupent aujourd’hui le cœur du métier de manipulateur en médecine nucléaire compte tenu des évolutions technologiques mais aussi parallèlement de la réglementation. Le patient reste évidemment au centre des préoccupations car les auteurs ont su insister sur l’importance de l’attention nécessaire à sa préparation et à son installation en vue de garantir la meilleure qualité d’acquisition des images pour obtenir la meilleure performance diagnostique possible. Cet ouvrage d’enseignement, fruit de l’exercice quotidien de leur métier au sein de mon service aux hôpitaux universitaires de Strasbourg, témoigne de l’enthousiasme de Carole Dreyer et Claudine Zorn à partager et transmettre les connaissances acquises dans l’exercice pratique de leur métier. Professeur André CONSTANTINESCO

PU-PH, hôpitaux universitaires de Strasbourg

XI

Avant-propos à la deuxième édition Sept années déjà nous séparent de la première édition et, rattrapés par les évolutions techniques, il a fallu penser aux ajustements à y apporter. Nous avons essayé de tirer tout le bénéfice de ce laps de temps pour prendre la mesure des retours, souvent positifs, des lecteurs, mais également pour réaliser progressivement une analyse critique et constructive du premier travail. Pour cette nouvelle édition, nous avons conservé l’esprit de la forme, appréciée en général des étudiants (illustrations nombreuses, niveaux de lecture différents, paragraphes courts) et, pour le contenu, nous nous sommes appuyés sur les avis de professionnels du terrain. Les nouveautés technologiques apparues depuis la première édition (ex. : tomosynthèse, scanographie spectrale, TEP-IRM, RCMI rotationnelle) ont naturellement été intégrées dans ce nouveau volume qui s’est ainsi enrichi de plus de 100 nouvelles illustrations. L’objectif pédagogique est resté le même : rendre accessible des principes physiques et des technologies complexes en limitant l’utilisation de représentations mathématiques afin de répondre à un lectorat cible : les étudiants manipulateurs d’électroradiologie médicale (MERM). L’actualité académique, de par le processus d’universitarisation des filières paramédicales, a guidé notre travail ; en effet, l’autonomie et la réflexivité sont des objectifs à atteindre, il est donc nécessaire de mener les étudiants à l’acquisition de bases théoriques solides mais également de les sensibiliser aux aspects réglementaires et sécuritaires. Une confiance aveugle envers des automatismes proposés par les constructeurs ou des protocoles peut être la cause d’examens ratés, voire d’accidents graves. Le MERM se doit ainsi de mener chaque acte avec réflexion en posant un regard critique sur certains automatismes organisationnels ou techniques afin d’être capable d’en déceler toute déviation ou erreur et ainsi de se positionner comme garant à la fois de qualité de l’examen mais aussi et surtout de la sécurité du patient. Cette position demande certes une expérience pratique significative mais exige au préalable une maîtrise a minima des éléments contenus dans ce guide. Depuis la publication du précédent ouvrage, les MERM rencontrent de nouveaux challenges. De nouvelles formes de coopération interprofessionnelle sont encouragées, les frontières entre les spécialités s’estompent, des modalités différentes se retrouvent dans une même organisation ; par exemple les professionnels de radiothérapie et de médecine nucléaire ont vu apparaître, voire croître, en quelques années, le nombre de scanners X dans leurs services. Il est fort probable que l’extension des modalités d’imagerie en dehors de la radiologie se poursuivra dans ces secteurs mais également dans les blocs opératoires avec l’extension de capteurs plans sur bras robotisés ou de scanners dédiés. Les compétences multimodales et plurisectorielles des manipulateurs s’étendront encore davantage dans un avenir proche. En quelques années, nous avons assisté à une extension des possibilités d’acquisition et de traitement offerts par les nouveaux appareils (ex. : choix plus important de séquences et d’options accessibles en IRM, diversifications des possibilités de traitements en radiothérapie, augmentation du nombre de traceurs disponibles en médecine nucléaire…). Dans ce contexte, la bonne maîtrise des techniques libérera le MERM pour plus de disponibilité envers le patient. Cet ouvrage contient les éléments théoriques qui, couplés à une expérience pratique conséquente, permettront d’engager le lecteur dans un processus de spécialisation disciplinaire pouvant aboutir à des travaux de recherche spécifiques aux champs d’action de la profession. Un lectorat nouveau s’est révélé depuis la parution de la première édition. Celui-ci regroupe plus largement toute personne souhaitant bénéficier d’une approche générale et abordable des technologies de l’imagerie médicale et de la radiothérapie. Les étudiants en médecine et ceux d’autres parcours paramédicaux en font partie mais également d’autres profils côtoyant le domaine de la santé tels que les étudiants et les professionnels en ingénierie biomédicale. Nous espérons que cette deuxième édition saura remplir les objectifs annoncés au niveau du lectorat cible, et permettra aux autres lecteurs de trouver un contenu accessible. Nous tenons à remercier chaleureusement les collègues de l’équipe, l’ensemble des collaborateurs ayant participé à cet ouvrage ainsi que Mesdames Sonia KOSZUL et Stéphanie HONORÉ des éditions Elsevier Masson pour leur confiance et leur écoute tout au long du processus éditorial. Nous remercions aussi et surtout, le professeur Jean-Louis DIETEMANN pour sa confiance et son soutien indéfectible. Strasbourg, février 2016

Jean-Philippe Dillenseger, Élisabeth Moerschel, Claudine Zorn

XIII

Abréviations ACR ACTA ADC ADN ADP AFGSU Afssaps AL ALARA AMM ANAP ANSM ARM ARM ARS ART ASN ASP ATP BOLD BP C/B CA CAD CAN CAT CBCT CCD CCM CDA CDA CEF CEPS CHU CIPR CIRTACI CLCC CMOS CR CR CTDI CTV CZT DASRI ddp De DECT DFD ou dfpd DFO ou dfo DFP DICOM DGOS DLP DMP DP DR DR

American College of Radiology automatic computerized transverse axial analogic digital converter acide désoxyribonucléique apparent diffusion coefficient attestation de formation aux gestes et soins d’urgence Agence française de sécurité sanitaire du médicament et des produits de santé amplificateur de luminance as low as reasonably achievable autorisation de mise sur le marché Agence nationale d’appui à la performance des établissements de santé et médicaux sociaux Agence nationale de sécurité du médicament et des produits de santé angiographie par résonance magnétique articulations temporo-mandibulaires agence régionale de santé algebric reconstruction technique Autorité de sûreté nucléaire abdomen sans préparation adénosine triphosphate blood oxigenation level dependent bande passante contraste sur bruit correction d’atténuation computer assisted detection convertisseur analogique numérique computed axial tomography cone-beam computed tomography charge-coupled device chromatographie sur couche mince coefficient de diffusion apparent couche de demi-atténuation couple écran-film Comité économique des produits de santé centre hospitalo-universitaire Commission internationale de protection radiologique Comité interdisciplinaire de recherche et de travail sur les agents de contraste en imagerie centre de lutte contre le cancer complementary metal oxide semiconductor compte rendu computed radiography computedtomography dose index clinical target volume cadmium–zinc–tellure déchets d’activités de soins à risques infectieux différence de potentiel dose à l’entrée dual energy computed tomography distance foyer–détecteur distance foyer optique distance foyer–peau digital imaging communication in medicine Direction générale de l’offre de soins dose length product dossier médical personnel densité protonique digital radiography direct radiography

XV

Abréviations

DRR DSA DSA DSC DSCT DSP DSR DTF DWI EBCT ECG ED EDQ EG EGD EGR EGUR EMA EPC EPI EPI ERLM ES ESF ESR ESUR EVP FDCT FDG FDK FID FLAIR FNS FO FOV FSE FT FTM FWHM Gado ou Gd GC Gsc ou Gss GTV HAS HASTE HDV HL7 HMDP HPST IADE IBODE ICRU IDS IDSP IDSV IGCT IGRT IMAR IMAT INCa INRS InVS IOD

XVI

digital reconstructed radiography digital substraction angiography distance source–axe DICOM standard commitee dual source computed tomography distance source–peau dynamic spacial reconstructor double transformée de Fourier diffusion weighted imaging electron beam computed tomography électrocardiogramme efficacité de détection efficacité de détection quantique écho de gradient efficacité géométrique de détection écho de gradient rapide écho de gradient ultrarapide European Medicines Agency équipements de protection collective echo-planar imaging équipements de protection individuelle écrans radioluminescents à mémoire écho de spin edge spread function écho de spin rapide écho de spin ultra-rapide effet de volume partiel flat panel computed tomography fluoro-désoxy-glucose Feldkamp-Davis-Kress free induction decay fluid attenuation by inversion recovery fibrose néphrogénique systémique foyer optique field of view fast spin echo foyer thermique fonction transfert de modulation full width et half maximum gadolinium gradient conjugué gradient de sélection de coupe gross tumor volume Haute Autorité de santé half-Fourier acquisition single-shot turbo spin-echo histogrammes dose-volume health level 7 hydroxyméthylène diphosphonate Hôpital, Patient, Santé, Territoire infirmier(ère) anesthésiste diplômé d’État Infirmier(ère) de bloc opératoire diplômé d’État International Commission on radiation units and measurements indice de dose scanographique indice de dose scanographique pondéré indice de dose scanographique volumique inverse geometry computed tomography image-guided radiation therapy iterative metal artifact reduction intensity modulated arc therapy Institut national du cancer Institut national de recherche et de sécurité Institut de veille sanitaire information object definition

Abréviations

IR IR IRM IRMf IRSN jpeg kerma LB LCS Linac LMNH LOR LSF LSO LUT LYSO MAR MBIR MDT MEAH MERM MIBG MinIP MIP ML-EM MLC MN MOTSA MPR MRF MSCT MTF NEMA Nex NFS NIPC NRD o.e.m. OPT OPTC OS OSL PA PACS PC PC PCI PCR PDL PDS PFK PFN PM PMMA PMO POA Propeller ProSET PRV PSF PSRPM PTV QI

iterative reconstruction inversion–récupération imagerie par résonance magnétique imagerie par résonance magnétique fonctionnelle Institut de radioprotection et de sûreté nucléaire joint photographic experts group kinetic energy released in material lavement baryté liquide cérébro-spinal linear accelerator lymphome malin non hodgkinien line of response line spred function lutetium oxyorthosilicate look up table lutetium–yttrium oxyorthosilicate metal artifact reduction model-based iterative reconstruction metal deletion technique mission nationale d’expertise et d’audit hospitalier manipulateur(trice) en électroradiologie médicale méta-iodo-benzyl-guanidine minimal intensity projection maximal intensity projection maximum likelihood-expectation maximization multileaf collimator médecine nucléaire multiple overlapping thin slab acquisition multiplanar reconstruction magnetic fingerprinting multislice computed tomography modulation transfert function National Electrical Manufactures Association nombre d’excitations numération formule sanguine néphropathie induite par les produits de contraste niveaux de référence diagnostique ondes électromagnétiques orthopantomographie objet piquant tranchant coupant ordered subsets optically stimulated luminescence pression artérielle picture archiving and communication system phase contrast produits de contraste produit de contraste iodé personne compétente en radioprotection produit dose.longueur produit dose surface phosphofructokinase pulse forming network photomultiplicateur polyméthacrylate de méthyle prescription médicale obligatoire particules osmotiquement actives periodically rotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction principle os selective excitation technique planning organ at risk volume point spread function personne spécialisée en radiophysique médicale planning target volume qualité image

XVII

Abréviations

Rad rBW RC RCMI RCP RCP RD rem REP RF RMN ROI RP RPF RS RSI RT RTC RV RVB RX SAR S/B SB SEMAC SEP SFRO SG SIH SISERI SPAIR SPIR SPL SR SROS SSFSE SSPI SSTSE STIR SUV SWI TA TAS TDM TE TEMP TEP TF Tfi TFT Ti tiff TLD TLE TO TOF TOGD TONE TPS TR TSE TV UH

XVIII

Roentgen absorbed dose receiver bandwidth résolution en contraste radiothérapie conformationnelle avec modulation d’intensité réanimation cardiopulmonaire résumé des caractéristiques du produit résolution en densité rad equivalent man rendement en profondeur radiofréquence résonance magnétique nucléaire region of interest rétroprojection rétroprojection filtrée résolution spatiale radiology information system résolution temporelle radiothérapie conformationnelle rendu volumique rouge, vert, bleu rayons X specific absorption rate (rapport) signal sur bruit substance blanche slice encoding for metal artifact correction sclérose en plaques Société française de radiothérapie oncologique substance grise système d’information hospitalier système d’information de la surveillance de l’exposition aux rayonnements ionisants spectral attenuated inversion recovery spectral presaturation inversion recovery spatial pulse length surface rendering schéma régional d’organisation des soins single-shot fast spin echo salle de surveillance post-interventionnelle single-shot T2-weighted turbo spin-echo short tau inversion recovery standardized uptake value susceptibility weighted imaging temps d’acquisition taux d’absorption spécifique tomodensitométrie temps d’écho tomographie d’émission monophotonique tomographie par émission de positons transformée de Fourier transformée de Fourier inverse thin film transistor temps d’inversion tagged image file format thermo luminescent dosimeter transfert linéique d’énergie transit œsophagien time of flight transit œsogastroduodénal tilted optimized nonsaturating excitation treatment planning systems temps de répétition turbo spin echo treated volume unité Hounsfield

Abréviations

UID UIV UNCAM UNSCEAR US VAT VNE VR WE WET WL WW

unique identification number urographie intraveineuse Union nationale des caisses d’assurance maladie United Nations Committee on the effects of atomic radiation ultrasons view angle tilting virtual non-enhanced volume rendering water excitation water excitation technique window level window width

XIX

Table des compléments en ligne Des compléments numériques sont associés à ce chapitre. (Ils sont indiqués dans le texte par un picto .) Ils proposent des vidéos. Pour voir ces compléments, connectez-vous sur http://www.em-consulte.com/e-complement/475201 et suivez les instructions. Chapitre 3 Vidéo e.3.1 Artefact de moulin à vent.

XXV

Imagerie médicale

Chapitre 1

Numérisation et traitements d'images Jean-Philippe Dillenseger Les techniques de numérisation et de traitements d'images sont complexes et reposent sur des fondements mathématiques qui ne seront pas développés dans ce chapitre. Le traite­ment du signal et des données acquises par les appareils d'imagerie médicale est une science moderne et spécialisée ; ce chapitre a pour objectif principal de proposer au lecteur novice une vue d'ensemble de l'existant. Que le lecteur expert ne tienne pas rigueur de la simplification, par endroits excessive, de notions complexes.

1. Notions élémentaires Ces trente dernières années ont vu disparaître du marché de nombreux objets de grande consommation qui ont été remplacés par d'autres, occupant la même fonction, mais utilisant une technologie numérique. Cet envahissement du « tout numérique » a commencé au début des années 1980 avec l'apparition du compact disc musical qui a évincé ses prédécesseurs comme le disque vinyle et la cassette audio. Puis, dans les années 1990, la démocratisation de l'informatique et de l'Internet a joué un rôle majeur dans la numérisation du monde des multimédias (image, son, vidéo, etc.). Le « tout numérique » s'intègre ainsi progressivement dans les foyers où l'ordinateur et l'Internet occupent une place centrale (bureautique, gestion des multimédias, domotique, etc.). Les services d'imagerie médicale ont inévitablement évolué dans ce sens, exploitant ainsi la numérisation pour sa fidélité et son confort de stockage, de transmission et de traitement des données. Avant d'expliquer le processus de numérisation plus en détail, il est nécessaire de définir quelques notions de base telles que le signal, le bruit et le rapport signal sur bruit.

1.1. Le signal et sa détection Un signal représente la variation d'un phénomène physique mesurable (intensité lumineuse, température, pression…) au cours du temps (ou d'une distance). Sa détection nécessite un système propre à chaque phénomène physique et dont la technologie peut varier. L'exploitation d'un signal peut se faire de deux manières  : soit sous forme analogique, soit sous forme numérique. Cette dernière nécessite, au préalable, que le signal soit transmis par le détecteur sous forme électrique (figure 1.1).

En imagerie médicale, certaines techniques sont intrinsèquement numériques, du fait des calculs nécessaires (scanner  X, imagerie par résonance magnétique ou IRM), et d'autres le sont devenues (radiologie conventionnelle).

1.2. Quelle différence y a-t-il entre un signal analogique et un signal numérique ? Les phénomènes du monde qui nous entoure sont tous continus, c'est-à-dire que lorsqu'ils sont quantifiables, ils passent d'une valeur à une autre sans discontinuité : – si l'analyse du phénomène est faite de manière continue (tracé, courbe…), on parle de signal analogique ; – si l'on échantillonne au phénomène, à pas constant, des valeurs d'amplitude qui sont traduites sous formes binaires (0 et 1), on parle alors de signal numérique. La représentation d'un signal analogique correspond donc à un tracé continu, tandis que celle d'un signal numérique est une suite de nombres (donc manipulable par un ordinateur). Un signal numérique est plus facile à reproduire qu'un signal analogique, car sa copie se fait, en théorie, sans pertes.

1.3. À quoi correspondent un signal monodimensionnel et un signal bidimensionnel ? Signal monodimensionnel (1D) Un signal à une dimension (1D) (figure 1.2) correspond à la variation d'intensité (I) d'un phénomène physique (intensité sonore, lumineuse, etc.) en fonction d'un seul paramètre (x = temps, distance, etc.) : I = f(x) ex. : signal de l'électrocardiogramme (ECG) ; sirène d'ambulance ; profil d'intensité d'une image. Signal bidimensionnel (2D) Une image (photographie, radiographie, etc.) est constituée d'une infinité de profils d'intensité différente, c'est-à-dire d'une infinité de signaux continus. Pour faire une étude rigoureuse de l'image, il faut tenir compte de l'intégralité de ses profils d'intensité. Pour ce faire, on effectue une analyse selon deux axes x et y (2D) : une image est donc bien un signal bidimensionnel (figure 1.3). Elle correspond à une intensité lumineuse qui varie dans un plan (x,y) : I = f(x,y)

Guide des technologies de l'imagerie médicale et de la radiothérapie © 2016, Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés Document téléchargé de ClinicalKey.fr par Faculte de Medecine de Tunis janvier 11, 2017. Pour un usage personnel seulement. Aucune autre utilisation n´est autorisée. Copyright ©2017. Elsevier Inc. Tous droits réservés.

3

Chapitre 1

Imagerie médicale

Numérisation et traitements d'images

Système de détection

Représentation

Signal lumineux

Film analogique

Péllicule - Film photographique

image numérique Signal électrique

Photodiode - capteur CCD -...

01000101101110.....

Figure 1.1  Détection et représentation analogique et numérique d'un signal lumineux.

Electrocardiogramme

Sirène d'ambulance

Amplitude

Amplitude

Amplitude

Temps

Profil d'intensité

Temps

Distance

Figure 1.2  Exemples de signaux 1D : signal ECG (à gauche), sirène d'ambulance (au milieu) et profil d'intensité (à droite).

Figure 1.3  Une image est un signal bidimentionnel : I = f(x,y).

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1.4. Qu'est-ce que le bruit ? D'où provient-il ? Toute représentation d'un signal est imparfaite (en partie) pour deux raisons : – des interférences externes peuvent dénaturer le phénomène physique étudié (ex. : vent qui souffle dans un micro lors d'une interview télévisée) ; – les phases de détection et de transmission des informations peuvent introduire des perturbations internes s'ajoutant au signal (ex. : souffle d'un micro dû à l'alimentation du secteur), ce qui génère des erreurs de quantification.

Ces deux items surajoutés sont appelés bruits (figure 1.4). Ils sont liés aux caractéristiques technologiques propres à la chaîne de détection et de transport du signal. La connaissance des origines du bruit et la numérisation d'un signal permettront d'en réduire ses effets.

1.5. À quoi correspond le rapport signal sur bruit (S/B) ? Un phénomène physique ne peut être étudié que si son intensité est supérieure au bruit (à son écart type) présent dans le signal. Plus le rapport signal sur bruit (S/B) est élevé, plus le phénomène étudié sera transmis fidèlement (figure 1.5).

Signal non bruité

Signal bruité

Image non bruitée

Image bruitée

Figure 1.4  Présence de bruits dans un signal 1D et dans une image (colonne de droite).

Figure 1.5  Signal, bruit et rapport signal sur bruit. Le signal enregistré dans la situation 1 est plus faible que dans la situation 2.

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Plusieurs stratégies permettent d'optimiser le rapport signal sur bruit : – on recherche un maximum de signal en intensifiant le phénomène physique d'origine, (ex. : flash d'un appareil photo) et en optimisant la distance et la position des détecteurs ; – on cherche à réduire le bruit en améliorant la qualité des capteurs, et de la chaîne de transport du signal. Un capteur de grande sensibilité est un capteur à faible niveau de bruit ; – des préamplificateurs (figure  1.6) sont utilisés. On sait qu'au cours du temps et de la distance parcourue, l'intensité du signal électrique diminue d'une part, et le bruit s'accumule d'autre part. Ainsi une préamplification précoce permet de maintenir un S/B plus longtemps dans le temps et sur une distance. De manière générale on cherche à développer des détecteurs de plus en plus sensibles et une chaîne de transmission du signal la plus courte possible.

2. Numérisation d'un signal Numérisation d'un signal

La numérisation d'un signal électrique passe par trois étapes : – l'échantillonnage ; – la quantification ; – le codage.

La phase de numérisation peut être soit : – précoce  : phénomène physique ⇒  signal électrique ⇒ signal numérique ; – tardive  : phénomène physique ⇒  enregistrement sur support analogique ⇒  signal électrique ⇒  signal numérique (ex.  : numérisation d'une photographie argentique par un scanner plat).

2.1. Étape d'échantillonnage Comment échantillonner un signal 1D ? Échantillonner un signal analogique consiste à diviser celui-ci en plusieurs « fragments » ou «  échantillons » d'intensités propres. La fréquence à laquelle on « découpe » un signal se dit « fréquence d'échantillonnage ». Si les points de mesures sont trop « éloignés » par rapport aux phénomènes les plus fréquents du signal, un phénomène bref ne pourra être étudié. Le signal numérisé ne sera pas fidèle au signal d'origine par manque d'échantillons : on peut parler de sous-échantillonnage (figure  1.7). Dans certains cas, un sous-échantillonnage peut générer un signal numérique qui sera « dénaturé » par rapport au signal d'origine  : on parle alors de phénomène de repliement fréquentiel (figure 1.8A). Dans ce cas, une fréquence élevée sera transmise, après numérisation, sous forme de basse fréquence.

Figure 1.6.  Impact d'une préamplification précoce pour le maintien du rapport signal sur bruit au court du temps et de la distance parcourue par le signal électrique. Intensité du signal et du bruit, sans préamplification (A), avec préamplification (B).

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Figure 1.7  Plus la fréquence d'échantillonnage augmente, plus le signal numérisé sera fidèle au signal d'origine.

A

Fréquence d'échantillonnage (FE) Haute fréquence > FE/2 Basse fréquence de repliement < FE/2

B

Figure 1.8  Échantillonage et règle de Nyquist-Shannon. a. Illustration du phénomène de repliement sur un signal sinusoïdal lorsque les conditions de Nyquist-Shannon ne sont pas respectées. Dans cet exemple, l'échantillonnage (de fréquence FE) est inférieur au double de la fréquence du signal (tracé continu) ; le signal obtenu après numérisation (tracé en pointillé) aura alors une fréquence plus faible : c'est le phénomène de repliement fréquentiel conséquence du sous-échantillonnage. b. Échantillonner au double de la fréquence du signal peut aboutir à deux situations extrêmes. Cas 1 : le signal numérique traduit dans les grandes lignes (amplitude et fréquence) le signal d'origine. Cas 2 : le signal obtenu après numérisation est un signal plat !

Le respect de la règle de Nyquist-Shannon permet d'éviter l'apparition de repliement. Ce théorème est à la base de la conversion numérique des signaux. Cette règle stipule que pour éviter tout phénomène de repliement, la fréquence d'échantillonnage doit être égale ou supérieure au double de la fréquence la plus élevée du signal analogique à numériser. Cependant, si la fréquence d'échantillonnage est strictement égale au double de celle du signal, le signal numérisé pourra être « plat » (figure  1.8B), ce qui

signifie qu'il ne présentera pas d'alternance. En respectant ces conditions, on se protège du phénomène de repliement fréquentiel (aliasing).

Comment échantillonner une image ? L'échantillonnage d'une image s'effectue sur ses deux axes x et y. Cette étape consiste à lui appliquer un tableau composé de n(y) lignes et de n(x) colonnes  : on parle plus couramment de matrice (figure 1.9). 7

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Une matrice est caractérisée par sa taille de n(y) lignes ¥ n(x) colonnes (ex. :128 × 128 ; 256 × 256 ; 512 × 512, etc.), elle peut être symétrique et asymétrique (192 ×  256). Les pixels (picture element) représentent les éléments unitaires de l'image, ils possèdent un adressage propre (x,y), et leur taille influe en partie sur la qualité de la définition de l'image numérique. Plus la matrice est élevée, plus les pixels sont nombreux et de petite taille, plus l'image aura la possibilité d'atteindre une résolution spatiale élevée (figure  1.10). Les performances technologiques et informatiques actuelles permettent l'utilisation de matrices élevées, ce qui n'a pas toujours été le cas.

En effet, les tailles de matrices ont longtemps limité les performances de résolution spatiale de l'imagerie numérique. Tout comme cela a été vu précédemment, les règles de Nyquist-Shannon sur l'échantillonnage supposent que la fréquence d'échantillonnage (liée à la taille des pixels) soit au moins égale au double de la plus haute fréquence susceptible d'être présente dans le signal. En cas de non-respect de cette condition, le phénomène de repliement peut apparaître. Sur une image numérique, le phénomène d'aliasing affecte directement la fréquence spatiale et la direction des structures périodiques qui composent l'image (figure 1.11).

Pixel

Image de référence (analogique)

Application d'une matrice 16 x 16 (échantillonnage)

Image numérique

Figure 1.9  Échantillonnage d'une image : application d'une matrice.

16 x 16

32 x 32

64 x 64

128 x 128

256 x 256

512 x 512

Figure 1.10  Une matrice d'acquisition élevée permet d'atteindre des résolutions spatiales plus élevées.

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Figure 1.11  Visualisation du phénomène d'aliasing sur une image numérique. Plus l'échantillonnage diminue (matrice), plus le phénomène de repliement augmente.

Attention

2.2. Étape de quantification

Soyons prudents : des matrices élevées offrent, certes, la possibilité d'atteindre une résolution spatiale élevée mais ne la garantissent pas ! En effet, la résolution spatiale ne se détermine pas par les dimensions des pixels mais se mesure à l'aide de tests sur « fantômes » (= objets tests). Un détecteur exploitant une matrice élevée ne garantit en rien la résolution spatiale de l'image finale. D'autres éléments essentiels interviennent sur la résolution spatiale  : mouvement de l'objet étudié pendant l'acquisition, présence de bruit, géométrie du signal réceptionné, etc. (figure 1.12). Cela montre bien que les dimensions des pixels ne permettent pas à elles seules de garantir la qualité d'une image numérique. La résolution spatiale d'une image dépend avant tout des conditions d'acquisition et des performances globales de la chaîne de détection.

Principe de base On a évoqué précédemment qu'une mesure d'amplitude est faite pour chaque échantillon. Sachant que ce dernier ne peut prendre qu'une valeur entière, il va falloir offrir, à chaque échantillon, la possibilité de prendre un nombre important de valeurs. La précision de la mesure dépendra donc de l'étendue numérique offerte, c'est-à-dire de l'échelle de quantification. La quantification détermine ainsi le nombre de valeurs entières différentes pouvant être attribuées aux échantillons. On parle aussi de « profondeur », qui s'exprime en bits (binary digit). Plus l'échelle de quantification est étendue, meilleur sera le résultat en termes de discrimination en contraste (figure 1.13).

Figure 1.12  Les dimensions des pixels ne sont pas à elles seules un indicateur pertinent de la résolution spatiale d'une acquisition. La résolution spatiale d'une image dépend avant tout des conditions d'acquisition et des performances globales de la chaîne de détection. Photos réalisées avec un téléphone portable avec mouvement lors de l'acquisition (A) sans mouvement (B). Photo réalisée avec un appareil réflexe (C).

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Correspondance nombre de bits et nombre de valeurs – n bits = 2  valeurs possibles par échantillon. – 8 bits = 28 = 256 valeurs possibles pour un échantillon. – 10 bits = 210 = 1 024 valeurs possibles pour un échantillon. – 16 bits = 216 = 65 636 valeurs possibles pour un échantillon. n

Comment quantifier une image ? Dans le cas d'une image, la quantification détermine la valeur maximale entière attribuée au pixel (figure  1.14). Plus le pixel peut prendre de valeurs différentes, plus la discrimination en contraste de l'image sera susceptible d'être élevée (si S/B élevé) ; n  bits permettent à chaque pixel de prendre 2n valeurs.

2.3. Étape de codage Rôle du codage ? Un ordinateur ne sait travailler qu'avec des données sous forme binaire. Les nombres décimaux issus de la quantification du signal doivent donc êtres convertis ou codés en nombres binaires (binary digits = bits) : suite de 0 et de 1. L'homme calcule depuis 2500 ans avant Jésus-Christ en base décimale (10n) symbolisée actuellement par les dix chiffres

arabes (0, 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9). Une base binaire n'utilise que deux chiffres (0 et 1). Avec un groupe de n bits, il est possible de représenter 2n valeurs. Ainsi un ensemble de 8 bits permet de compter de 0 à 255 (28 = 256 valeurs). Un nombre binaire codé sur 8 bits est ainsi composé d'une suite de huit chiffres 0 et 1. Un code binaire, représentant le signal, est ainsi créé ; l'ordinateur découpe cette succession de bits en octets (en fonction du choix de quantification). La transformation d'un signal électrique en données

Méthodologie du codage binaire (figure 1.15)

Pour passer du mode décimal au mode binaire, on cherche d'abord la puissance de 2 la plus proche du nombre décimal, puis on la soustrait à ce dernier. Puis on fait de même avec le résultat de la soustraction et ainsi de suite jusqu'à atteindre 0. À chaque étape, dès que la soustraction est possible, on attribue le chiffre binaire 1 (pour oui), dès que celle-ci est impossible on attribue le chiffre binaire 0 (pour non).

informatiques (binaires) est réalisée par un convertisseur analogique numérique ou CAN (analogic digital ­converter ou ADC).

Figure 1.13  Plus la quantification est élevée, plus le signal numérisé sera fidèle au signal d'origine.

2 valeurs de quantification ( 1 bit )

4 valeurs de quantification ( 2 bits )

256 valeurs de quantification ( 8 bits )

Figure 1.14  Mise en évidence de l'importance de la quantification en imagerie numérique. Les performances en termes de résolution spatiale ne s'expriment que si la quantification est suffisamment élevée.

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Nombre à coder : 142 Paliers de quantification

255 8 bits = 256 valeurs = 1 octet

8 bits 7 bits 6 bits 5 bits 4 bits 3 bits 2 bits 1 bit

256 128

Reste

Réponse binaire

142 - 128

OUI

14 - 64

NON

0

14 - 32

NON

0

14 - 16

NON

0

14 - 8

OUI

6

1

6-4

OUI

2

1

2-2

OUI

0

1

0-1

NON

64 32 16 8 4 2 1

0

Possible ?

Comparaison

14

1

0

Résultat binaire : 10001110 Figure 1.15  Principe du codage binaire.

Qu'est-ce qu'un convertisseur analogique numérique (CAN) ? À la fin des années 1930, Claude Shannon a été le premier à établir le principe de la conversion analogique-numérique d'un point de vue technologique à l'aide d'une série d'interrupteurs (ou analyseurs binaires). Pour réaliser électroniquement un codage analogiquenumérique, on utilise une série d'analyseurs binaires possédant une tension de référence (R) à laquelle l'on applique une tension à convertir notée (S). Les capacités, représentant les tensions de référence de chaque analyseur, sont proportionnelles aux puissances successives de 2. L'état de sortie (0 ou 1) indique si la tension S est supérieure ou inférieure à la tension R.

2.4. Synthèse La figure 1.17 présente une synthèse des trois étapes fondamentales (échantillonnage, quantification, codage) du processus de numérisation.

Pour en savoir plus  : principe technologique de base d'un CAN (figure 1.16) Le signal analogique traverse successivement une série de cellules en commençant par celle qui possède la plus haute capacité. La première cellule compare la valeur  S du signal à sa propre capacité R. Si la grandeur S est supérieure à R, elle soustrait R de S, transmet l'écart R-S à la cellule suivante et prend l'état de sortie  1. Dans le cas contraire, elle communique la valeur inchangée de S et prend l'état de sortie 0. Avec huit cellules, il est possible d'effectuer un codage sur 8 bits d'un signal analogique permettant d'obtenir toutes les valeurs binaires comprises entre 00000000 (0 en décimal) et 11111111 (255 en décimal).

2.5. Notions de poids informatique Quelles sont les unités de mesures de base ? L'unité du poids informatique est l'octet. Un octet renferme l'information contenue dans 8 bits : 8 bits = 1octet, 16 bits = 2 octets, etc.

Nombre décimal à numériser : 109

109

45

109

128

Nombre binaire : 01101101

64

13

32

13

16

5

1

8

4

1

2

1

Cellule élémentaire

0

1

1

0

1

1

0

1

Figure 1.16  Principe de fonctionnement d'un convertisseur analogique numérique (CAN).

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Figure 1.17  Les étapes de la conversion analogique numérique : échantillonnage, quantification, codage.

Des images ou des sons numériques sont composés de millions d'échantillons quantifiés généralement de 8 à 64 bits ; par conséquent, les données numériques actuelles dépassent souvent le milliard d'octets. Pour rendre ces informations plus « digestes », on les exprime en multiples de milles, de millions, de milliards…  : on parle alors de kilo-octets, de méga-octets, de giga-octets… (tableau 1.1). Traditionnellement, lorsque les informaticiens appliquent aux octets les préfixes « kilo », « méga », « giga »…, ces derniers ne représentent pas des multiples de 1000, mais des multiples de 1 024 (210), plus pratiques pour les calculs informatiques. Cependant cette nomenclature viole les normes en vigueur (système international). Une nouvelle norme a donc été créée (normalisation de 1998) pour noter les multiples de 210, on parle alors de préfixes binaires : les « kibi » pour kilo binaire, « mébi » pour méga binaire, « gibi » pour giga binaire… (tableau 1.2). La très grande majorité des disques durs étant divisés en secteurs de 512 octets, un comptage en unités de 1 024 octets est plus « naturel » (en utilisant cette fois les préfixes binaires : kibi, gébi, mébi…), cependant l'usage des préfixes binaires demeure peu connu du grand public.

2.6. Formats informatiques Formats classiques en imagerie numérique Un format est un moyen conventionnel utilisé en informatique pour représenter et transporter et stocker des données Tableau 1.1  Poids informatiques exprimés en multiples de 1 000. 1 kilo-octet (ko)

= 103 octets = 1 000 octets

1 méga-octet (Mo) = 106 octets = 1 000 Ko 1 giga-octet (Go)

= 1 000 000 octets

= 10 octets = 1 000 Mo = 1 000 000 000 octets 9

Tableau 1.2  Poids informatiques exprimés en multiples de 1 024. 1 kibi-octet (kio)

= 210 octets = 1 024 octets

1 mébi-octet (Mio) = 220 octets = 1 024 kio 1 gibi-octet (Gio)

= 1 048 576 octets

= 230 octets = 1 024 Mio = 1 073 741 824 octets

(sons, images…) sous forme numérique. Une telle convention permet la communication des données entre divers programmes informatiques ou logiciels, soit par une connexion directe soit par l'intermédiaire d'un fichier. Les différentes familles de données numériques (sons, images…) possèdent plusieurs types de formats qui se distinguent par : – leur profondeur de quantification (1  bit, 8  bits, 16  bits, 64 bits…) ; – la présence ou non de compression (sans compression, compression par motifs, compression destructive…) ; – leur fréquence d'échantillonnage. Exemple de formats imagerie numérique : – tiff (.tif) : tagged image file format ; – jpeg (.jpg) : joint photographic experts group. En imagerie médicale, il est nécessaire d'associer aux images des données textuelles relatives au patient et à l'examen, ce qui demande des formats spécifiques tels que le format DICOM (actuel) et le format INTERFILE (ancien).

Le format DICOM L'évolution des systèmes d'acquisition et d'archivage d'images dans le cadre médical a produit dans les années 1980 d'importants besoins en connectivité et en interopérabilité des équipements médicaux. Le problème était qu'à cette époque, chaque constructeur utilisait un format de données propriétaire, entraînant d'importants problèmes de communication et d'archivage des données radiologiques numériques. Afin de faciliter les transferts et la visualisation d'images, les radiologues et les fabricants d'équipements médicaux ont développé, dans un effort commun, le format DICOM : Digital Imaging COmmunication in Medicine. La norme a été créée en 1993 par l'American College of Radiology (ACR) en association avec la National Electrical Manufactures Association (NEMA). La norme DICOM est aussi bien un format d'image, qu'un protocole d'échange de données qui peut se faire soit par fichier, soit par réseau. Elle n'impose pas aux constructeurs l'abandon de

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leurs formats propriétaires, mais les oblige à utiliser le format DICOM pour toute procédure d'échange et de transfert de données. Une fois transférées, les données ne sont pas nécessairement stockées en format DICOM ; elles peuvent reprendre leur format propriétaire ou être compressées. Le format DICOM est depuis 1999 le format standard et imposé en imagerie biomédicale. Il est complexe et bien plus évolué que les formats numériques standard (jpeg, tiff, bmp…). Il permet de rendre unique chaque image produite en lui associant des informations spécifiques (nom du patient, type d'examen, paramètres d'acquisition…) auxquelles on attribue un numéro d'identification propre. L'intérêt des fichiers DICOM est de pouvoir contenir des informations textuelles concernant le patient (état civil, âge, poids), l'examen (région explorée), la technique utilisée (scanner, IRM, etc.), mais aussi des données images. De manière générale, la norme DICOM propose une quantification sur 16 bits, ce qui confère un poids de 2 octets à chaque échantillon. Selon les modalités, 12  à 14  bits sont consacrés à la profondeur de l'image et 2 à 4 bits sont alloués aux données autres (techniques, administratives…). Ces données autres sont définies en objets d'information DICOM (information object definition ou IOD)  : par exemple CT image IOD ; MR image IOD ; PET image IOD, etc. Chaque IOD regroupe plusieurs en-têtes de plusieurs modules contenant différents éléments (figure 1.18). À chaque examen, les appareils attribuent automatiquement des numéros d'identification uniques (unique identification number ou UID) dont quatre sont obligatoires : – SOP Class UID : identifie le type d'IOD auquel est destinée l'image ; – Study Instance UID : identifie un examen entier, en temps et lieu ; – Series Instance UID : identifie une série d'images au sein de l'examen ; – SOP Instance UID : identifie l'image associée au fichier.

La norme DICOM est actuellement compatible avec d'autres formats standard tels que le standard HL7 (health level 7) qui supporte les échanges informatisés de données cliniques, financières et administratives entre systèmes d'information hospitaliers (SIH) : par exemple, HL7 = standard du dossier médical personnel (DMP). La norme DICOM est tenue par un comité international (DICOM standard commitee ou DSC) qui regroupe des industriels, des associations industrielles et des sociétés savantes. Le but de ce comité est de faire évoluer tout en maintenant standardisé le format DICOM. Les futurs enjeux de la norme DICOM sont : – intégrer dans le format les résultats de mesures quantitatives (ex. : mesures de distances, etc.) ; – intégrer dans le format des signaux physiologiques acquis pendant l'acquisition d'images (ex. : ECG, etc.) ; – intégrer dans le format les résultats des logiciels de détection assistée par ordinateur (computer assisted detection ou CAD) ; – optimiser les liens entre DICOM et HL7 notamment pour le transfert des comptes rendus (CR) radiologiques ; – systématiser l'extraction des données dosimétriques pour les intégrer dans les CR et dans le DMP.

Comment calculer le poids informatique d'images radiologiques ? En considérant que le format DICOM est quantifié sur 16 bits, il devient possible de calculer le poids informatique d'une série d'images radiologiques. Pour cela, il

Pour l'histoire : le format INTERFILE Un autre format informatique, nommé INTERFILE, est aussi utilisé en imagerie médicale. Ce format, assez ancien, doit son succès à sa simplicité qui satisfait l'immense majorité des besoins en médecine nucléaire. Depuis le développement de la norme DICOM, plus universelle, le format INTERFILE n'est plus exploité.

Figure 1.18  Organisation des objets d'information DICOM (IOD).

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suffit de connaître le nombre d'échantillons qui composent l'ensemble de l'examen et de leur consacrer 2 octets.

3. Caractéristiques et traitements de base d'une image numérique L'un des principaux avantages de la numérisation de l'image

Exemple

Soit une série de coupes scanographiques composée de 500 images à qui l'on associe une matrice de 5122. Pour estimer le poids informatique de cet examen, on attribue 2 octets à chaque pixel (norme DICOM) qui composent la série d'image. De ce fait : poids informatique = nombre de coupes × matrice × 2 octets = 500 (coupes) × 512 × 512 (matrice) × 2 (16 bits = 2 octets) = 262 144 000 octets, soit 262 Mo, soit 250 Mio

concerne l'accès à des techniques simples de traitement permettant de modifier son aspect. L'image peut ainsi être retravaillée pour améliorer son apparence visuelle ou pour y faire ressortir des informations « cachées ». Nous nous intéresserons plus particulièrement aux techniques de fenêtrage et de filtrage qui font partie des traitements de base utilisés en imagerie numérique.

3.1. Exploitation de l'histogramme par fenêtrage

Qu'est-ce que l'histogramme d'une image ? Chaque image numérique peut se présenter sous forme d'histogramme. Un histogramme classe en abscisses toutes les valeurs numériques possibles (quantification) pouvant être affectées à un pixel (de la plus faible à la plus élevée) et en ordonnées le nombre de pixels possédant la même valeur numérique. Plus l'échelle de quantification utilisée est élevée, plus la forme de l'histogramme devient complexe (figure  1.19). Chaque portion verticale de l'histogramme correspond à un ensemble de pixels de même intensité. À quoi correspond la table de correspondance (look up table ou LUT) ? On affecte à tout histogramme une palette de couleurs ou de gris appelée « table de correspondance » ou « LUT » résultat d'un choix ou d'une convention. Celle-ci permet d'attribuer à chaque pixel une intensité de gris ou une couleur donnée (figure  1.20). Le sens de variation utilisé peut dépendre d'une fonction mathématique (variation linéaire, logarithmique, parabolique…), cette dernière permet de modifier l'apparence de l'image. Pour éviter les confusions  : l'application d'une LUT de couleur à un histogramme ne permet pas de passer d'une photographie en noir et blanc à une photographie en couleurs ! En effet, le choix des couleurs affectées par la LUT est purement artificiel et ne représente pas la réalité telle que nous la voyons. Une photographie en couleurs est obtenue par la superposition de trois histogrammes caractéristiques des couleurs primaires (rouge, vert, bleu

0

1 échelle de quantification

2 valeurs de quantification ( 1 bit )

0

nombre de pixels

nombre de pixels

nombre de pixels

Avant de décrire plus particulièrement le principe du fenêtrage, il est nécessaire de s'intéresser à deux éléments essen-

tiels d'une image numérique : son histogramme et sa table de correspondance associée.

1 2 échelle de quantification

4 valeurs de quantification ( 2 bits )

3

255

0 échelle de quantification

256 valeurs de quantification ( 8 bits )

Figure 1.19  Lien entre histogramme et valeur de quantification.

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1

2

3

4

5

6

Histogramme

1 2 3 4 5 6 Tables de correspondances (LUT) Figure 1.20.  Application de différentes LUT sur la même image numérique.

A

B

C

Figure 1.21  Couleurs artificielles et couleurs réelles. Photo en noir et blanc (A), en noir et blanc avec LUT de couleur (B), photo couleur (C).

ou RVB) préalablement captées par le capteur chargecoupled device (CCD) d'un appareil photo numérique (ou des pigments d'un film en photographie argentique) (figure 1.21).

leur) qui lui est affecté. Tant que l'on manipule la LUT, seule la visualisation est modifiée  : la valeur numérique du pixel reste inchangée. Une fenêtre est caractérisée par, deux paramètres  : sa largeur et son centre.

Quel est le principe du fenêtrage ? Fenêtrer consiste à modifier la position et l'étendue de la LUT sous l'histogramme. Cette opération est connue sous le nom de fenêtrage ou windowing. Les possibilités qu'offre cette technique sont immenses, chaque changement de fenêtre modifiera le « contraste » et la « luminosité » de l'image (figure 1.22). En pratique, cette technique permet de compenser notre incapacité à visualiser une large palette de gris (20 niveaux de gris sont perceptibles en moyenne par l'œil humain). Pour éviter les confusions : il faut bien faire la différence entre la valeur numérique du pixel et le niveau de gris (ou la cou-

Largeur de fenêtre La largeur de fenêtre correspond à l'étalement de l'échelle de gris sous l'histogramme, elle permet de discriminer les contrastes de l'image. Une fenêtre large est une fenêtre qui s'applique sur une large palette de valeurs (contenues dans la LUT). Le contraste séparant deux pixels de valeurs proches sera faible. Une fenêtre étroite est une fenêtre qui s'applique sur un faible nombre de valeurs. Le contraste séparant deux pixels de valeur voisine est important. L'étude de ces deux pixels est alors facilitée.

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Chapitre 1

Imagerie médicale

Numérisation et traitements d'images

nombre de pixels

Histogramme

Image et fenêtre de référence

0

0

255

Histogramme

0

255

Modification de la largeur de la fenêtre

Histogramme

0

255

nombre de pixels

Histogramme

nombre de pixels

nombre de pixels

nombre de pixels

B

Largeur

Référence

A

255

Centre

Histogramme

0

255

Modification du centre de la fenêtre

Figure 1.22  Caractéristiques d'une fenêtre (A) et principe de fenêtrage (B).

Centre (ou niveau) de la fenêtre En fonction de la largeur de fenêtre utilisée, le centre de la fenêtre permet de cibler l'étude des contrastes ou de modifier la luminosité de l'image : – si l'on utilise une fenêtre large, le fait de déplacer son centre va modifier la «  luminosité » globale de l'image ; – si l'on applique une fenêtre étroite, le fait de déplacer son centre va permettre de concentrer l'étude des contrastes sur les pixels situés de part et d'autre du centre de la fenêtre.

parenchyme pulmonaire, les tissus mous et les structures osseuses. Cette distribution est liée aux valeurs des différents coefficients d'atténuation qui composent le corps humain (voir chapitre 3). Il est donc impossible d'étudier convenablement toutes les familles de tissus avec un seul fenêtrage, à chaque type de tissu correspondra un fenêtrage particulier (figure 1.23).

Comment utilise-t-on le fenêtrage ? En photographie numérique et en imagerie médicale, le fenêtrage permet d'ajuster les contrastes et la luminosité de l'image en fonction du résultat souhaité sur l'écran. Le fenêtrage s'avère particulièrement bénéfique en radiologie conventionnelle et en scanner X. En radiologie numérique, la possibilité de fenêtrage permet de rattraper les légères erreurs d'exposition, ce qui évite de refaire un cliché et donc d'exposer de nouveau le patient aux rayons X. La performance de cet outil s'illustre principalement en tomodensitométrie (TDM). En effet, une coupe scanographique possède un histogramme bien particulier regroupant trois « paquets » de pixels associés à trois types de tissus : le

Que dit la théorie de Fourier ? La notion de fréquence d'échantillonnage fait appel aux différentes fréquences contenues dans un signal linéaire ou dans une image. Pour étudier l'ensemble des fréquences contenues dans les signaux, on utilise un outil mathématique issu des travaux du mathématicien français Joseph Fourier (1768–1830). La théorie de Fourier stipule que toute fonction périodique peut être considérée comme une somme de fonctions sinusoïdales ayant des fréquences multiples (harmoniques) de celle de la fonction primitive (fondamentale), mais avec des amplitudes diverses et des déphasages éventuels. On parle dans ce cas de décomposition en série convergente de Fourier (figure 1.24A).

3.2. Caractéristiques fréquentielles d'une image

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Numérisation et traitements d'images

Figure 1.23  Application du fenêtrage en TDM.

Figure 1.24  Passage vers le domaine fréquentiel pour un signal périodique (A) et non périodique (B).

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Numérisation et traitements d'images

Signal créneau

Signal créneau (image) 1

1

1+2 2

3

1+2+3

4 1+2+3+4 Figure 1.25  Informations transportées par les différentes fréquences d'un signal. Source : schéma D. Vetter.

Fourier s'est ensuite intéressé aux fonctions non périodiques. En considérant une fonction non périodique comme étant une demi-période de fonction périodique, il a démontré que toute fonction non périodique est égale à une « somme continue » de fonctions trigonométriques (sin, cos). Une telle sommation se présentera donc sous forme d'intégrale, on parle alors de transformée de Fourier (figure 1.24B). Ces travaux permettent d'affirmer que tout signal peut être décomposé en une infinité de fonctions sinusoïdales d'amplitudes, de fréquences et de phases différentes. De manière générale (figure 1.25) : – les basses fréquences correspondent aux informations globales du signal ; – les hautes fréquences correspondent aux détails du signal ; – les fréquences extrêmes correspondent au bruit.

espace de Fourier ou espace k, la lettre k symbolisant les fréquences spatiales qui composent l'image. L'origine du plan, étant attribuée à son centre, on en conclut que (figure 1.26) : – les basses fréquences, transportant le contraste, sont regroupées dans la partie centrale de l'espace k ; – les hautes fréquences, transportant les détails, sont réparties dans sa périphérie. La part relative du bruit sera plus marquée en périphérie qu'au centre.

À quoi correspond le domaine fréquentiel d'une image ? Les différentes fonctions sinusoïdales issues d'une décomposition de Fourier sont classées en fonction de leur fréquence, de la plus faible à la plus élevée, dans un domaine fréquentiel dit de Fourier (figure 1.26). En pratique, cette représentation fréquentielle d'un signal permet : – d'étudier facilement l'intégralité des fréquences qui le compose ; – d'effectuer des filtrages (voir plus loin Les opérations de filtrage). Dans le cas d'un signal bidimensionnel, c'est-à-dire d'une image, la répartition des fréquences spatiales s'effectue sur un plan défini par les deux axes (kx et ky) caractérisant les fréquences spatiales de l'image. Ce plan est appelé

Opérations de filtrage linéaire Généralités Ces techniques de filtrage ont été développées en astronomie à partir des années 1970 dans le but d'extraire des informations noyées dans le bruit ou abîmées par les défauts optiques des instruments. De manière plus synthétique : les filtres servent à corriger les défauts des appareils de mesures du signal. On peut ainsi comparer un filtre à des verres de lunettes qui ont pour but de corriger les défauts de l'œil humain ! Si les filtres ne sont pas adaptés, ils peuvent également amplifier, voire créer certains défauts sur l'image ! Les possibilités de filtrage sont immenses et très utilisées par les professionnels de l'image à l'aide de logiciels dédiés. L'emploi de certains filtres permettra de détecter les

3.3. Les opérations de filtrage Nous allons dans ces paragraphes décrire succinctement les principes et présenter quelques applications des opérations de filtrage. Que le lecteur expert ne nous tienne pas rigueur de la simplification, par endroits importante, de théories complexes.

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Figure 1.26  Correspondance entre l'espace image et l'espace k.

contours des structures présentes dans l'image et peut ainsi faire partie d'un processus plus complexe de segmentation ou de reconnaissance de formes. En imagerie médicale, l'utilisation de filtres est également nécessaire lors de l'étape de reconstruction d'images tomodensitométriques (TDM). En effet, les données brutes seront filtrées directement (voir chapitre 3). Il existe deux manières de filtrer une image : – soit on travaille dans le domaine fréquentiel de l'image ; – soit on agit directement sur l'image, c'est-à-dire dans le domaine spatial.

La transformée de Fourier permet le passage d'un domaine à l'autre, ainsi un filtrage dans le domaine spatial trouve son équivalent dans le domaine fréquentiel, et inversement figure 1.27). Généralement, on distingue les filtres suivant l'action qu'ils ont sur l'image : – les filtres mous diminuent le bruit mais atténuent les détails de l'image (flou plus prononcé) ; – les filtres durs accentuent les contours et les détails de l'image mais amplifient le bruit ; – les filtres intermédiaires cherchent à minorer le bruit sans pour autant dégrader les détails de l'image.

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Figure 1.27  L'opération de filtrage est possible aussi bien dans le domaine spatial que dans le domaine fréquentiel. Les deux domaines sont liés par une transformée de Fourier (TF).

Filtrage dans le domaine fréquentiel On peut nommer ces filtres suivant l'action qu'ils ont sur le spectre fréquentiel représentatif de l'image. L'opération de filtrage dans le domaine fréquentiel se résume à des multiplications d'amplitudes. Ainsi : – un filtre mou est un filtre passe-bas qui va éliminer (figure  1.28) ou atténuer (figure  1.29) fortement l'amplitude des hautes fréquences d'un spectre en ne laissant passer que les basses fréquences ; l'image filtrée sera donc débruitée mais floue. Le rapport contraste sur bruit est ainsi amélioré ; – un filtre dur est un filtre passe-haut qui va éliminer (figure 1.28) ou atténuer (figure 1.29) fortement l'amplitude des basses fréquences d'un spectre ; l'image résultante verra ses contours ainsi que son bruit amplifiés. Un filtre intermédiaire est un filtre passe-bande qui ne conservera que l'énergie concentrée dans une bande de fréquences souhaitées, l'objectif principal étant de réduire le bruit sans

pour autant dégradée les détails (figure 1.29). On peut dans ce cas parler également de filtre de rampe atténuée. Filtrage dans le domaine spatial Le principe de ce filtrage fait historiquement appel à des outils mathématiques dits de convolutions = filtre linéaire stationnaire. L'opération de convolution est aujourd'hui dépassée par des moyens de filtrage plus complexes et performants, tels que les filtres adaptatifs, les ondelettes et les moyennes non locales. Afin de ne pas noyer le lecteur non-expert, seul le filtrage linéaire stationnaire sera présenté dans ce qui suit. Une convolution est un opérateur mathématique que l'on utilise pour multiplier des matrices entre elles. Principe élémentaire : soit une image (M) filtrée de matrice élevée (par exemple 512 × 512) et un noyau de convolution (N) de matrice limitée (3 × 3, voir 5 × 5). N est le « cœur » de tous les changements qui vont affecter potentiellement la valeur de chaque pixel de M.

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Figure 1.28  Résultats de filtres qui éliminent une partie du spectre fréquentiel.

Figure 1.29  Résultats de filtres qui atténuent une partie du spectre fréquentiel.

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Pour connaître la valeur d'un pixel de  M après filtrage, on multiplie sa valeur par celle du pixel central de N et on additionne ensuite la valeur des produits des pixels adjacents (figure 1.30). Le résultat final dépend donc des valeurs des coefficients du noyau de convolution (figure 1.31). Il est alors possible d'obtenir une image plus nette, plus floue, de dériver l'image…

Opérations de filtrage morphologique (notions) Le filtrage morphologique a été développé dans les années  1960 à l'École des mines de Paris, c'est le début d'une science : la morphologie mathématique. Les filtres morphologiques étaient initialement développés pour des images binaires (en noir et blanc) puis se sont progressivement appliqués aux images en niveau de gris. Actuellement,

ces filtres font parties de certains processus de segmentation d'images médicales. Ils sont également intégrés dans les logiciels d'aide au diagnostic pour repérer une lésion par exemple et en calculer sa taille (granulométrie sur image). Pour des raisons didactiques, nous limiterons les explications qui suivent aux opérations de base réalisables sur une image binaire. L'idée de base du filtrage morphologique est de comparer une image, appelée ensemble (E), avec un élément structurant (B). L'élément structurant est caractérisé par une forme d'une taille connue. Sur une image binaire l'élément structurant ne tient compte que de la région non nulle, c'est-à-dire la forme visible de l'image. Les deux opérations de base sont la dilatation et l'érosion (figure 1.32) :

Figure 1.30  Application d'un noyau de convolution sur une image matricielle. Ex. : la valeur du pixel central (= 150) sera modifiée (= 350) après l'application du noyau de convolution de la sorte : pixel filtré = 5 × 150 + 4 × (− 1 × 100) + 4 × (0 × 100) = 750 − 400 = 350.

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Figure 1.31  Résultats sur l'image après l'application de filtres différents.

Figure 1.32  Principe filtres morphologiques de dilatation et d'érosion. La dualité dilatation–érosion permet de réaliser des opérations de fermeture et d'ouverture.

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– opération de dilatation  : l'élément structurant  B repéré par son centre est déplacé pour occuper successivement toutes les positions de l'espace on se pose la question  : B  intersecte-t-il E ? Les réponses positives forment l'ensemble dilaté. Cette opération peut être considérée comme un « gonflement » de l'image d'origine ; – opération d'érosion : B est-il complètement inclus dans E ? Les réponses positives forment l'ensemble à éroder. Cette opération peut être considérée comme un « rétrécissement » de l'image d'origine. Il est possible d'appliquer ces opérations de dilatation et d'érosion par paires, on décrit alors les opérations d'ouverture et de fermeture (figure 1.32) : – ouverture : c'est la succession d'une érosion suivie d'une dilatation avec un même élément structurant (B) ; – fermeture : c'est la succession d'une dilatation suivie d'une érosion avec un même élément structurant (B). Ces opérations servent d'un point de vue morphologique : – à la séparation en plusieurs composantes connexes (ouverture) (figure 1.33B) ; – à la fusion de composantes séparées (fermeture) (figure 1.33A). – au débruitage de la forme : l'ouverture enlève les pics isolés, et la fermeture les creux isolés (figure 1.33C) ; – au lissage de la forme : l'ouverture lisse les bosses et la fermeture lisse les creux.

4. Critères qualitatifs d'une image numérique La résolution en contraste (RC) et la résolution spatiale (RS) sont les principaux critères qualitatifs d'une image acquise. Ces deux critères qualitatifs ne s'exprimeront pleinement qu'à condition de bénéficier d'un rapport signal sur bruit (S/B) élevé. Tous ces éléments sont étroitement liés aux per-

formances du système de détection utilisé auxquelles s'ajoutent la profondeur de la quantification et les valeurs d'échantillonnage d'acquisition et d'affichage. Une image de « qualité » est une image qui conjugue à la fois une bonne résolution spatiale et une bonne résolution en contraste. Même si l'on distingue volontairement ces deux résolutions, elles sont en réalité liées entre elles par une fonction de transfert de modulation.

4.1. Rapports signal sur bruit, rapport contraste sur bruit et résolution en contraste d'une image numérique La résolution en contraste (RC) d'une image correspond à la capacité qu'a une image à présenter deux structures dont l'intensité physique du signal d'origine est proche. Plusieurs paramètres influencent ce critère qualitatif : – la qualité du signal détecté : plus le rapport S/B est élevé, plus il sera facile de distinguer des structures d'intensité proches ; en effet, la faculté de pouvoir différencier deux tissus est plus justement appréciée par la notion de contraste sur bruit (C/B) (figure 1.34) ; – la précision de la quantification : plus l'échelle de quantification est élevée, plus la transmission numérique des valeurs d'amplitude sera précise, ce qui augmente potentiellement la RC ; – l'application de filtres « mous » permet de filtrer les bruits situés dans les fréquences élevées et par conséquent d'améliorer le rapport C/B ; – en imagerie numérique le rétrécissement de la largeur de la fenêtre, pour un niveau centré sur le tissu à étudier, permet de révéler les contrastes qui existent sur l'image en compensant les limites physiologiques de l'œil (figure 1.35). Contrairement aux filtres, l'opération de fenêtrage ne modifie pas les valeurs des pixels et par conséquent le rapport C/B !

Figure 1.33  Applications des filtres morphologiques.

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Figure 1.34  Notions de contraste et de rapport contraste sur bruit. Dans cet exemple, bien que le contraste existant entre les deux objets A et B de la situation 2 (C = 33 %) est plus élevé que dans la situation 1 (C = 12,5 %), les rapports C/B sont identiques (C/B = 2,5) dans les deux situations du fait de la part plus importante de bruit dans la situation 2 (B = 18) par rapport à la situation 1 (B = 8). Ainsi, le contraste entre les deux objets A et B sur l'image finale sera peu perceptible dans les deux situations.

Figure 1.35  Scanner cérébrale de l'encéphale après application d'un filtre mou. L'opération de fenêtrage permet par la modification de sa largeur (WW) de modifier le contraste de l'image affichée sans pour autant modifier les valeurs natives des pixels. Le rapport C/B n'est ainsi pas modifié, il est juste révélé à l'affichage.

4.2. Comment calculer les rapports S/B et C/B en imagerie médicale (figure 1.36) ? En imagerie médicale, on admet que le rapport signal sur bruit peut être calculé en plaçant deux régions d'intérêt (region of interest ou ROI) sur l'image ; l'une sur le tissu à étudier (ROItissu), l'autre dans l'air (ROIair). Le S/B se calcule en faisant le rapport entre l'intensité moyenne de ROItissu sur l'écart type (σ) de la ROIair. Pour calculer les rapports contraste sur bruit, on place une ROI sur chaque tissu (ROI tissu  A et ROI tissu  B) ainsi qu'une ROI dans l'air (ROIair). Le C/B se calcule en faisant la différence de signal moyen des deux ROI tissulaires (ROItissu  A − ROI tissu  B) rapportée à l'écart type (σ) de la ROIair.

4.3. Comment définir et évaluer la résolution spatiale d'une image acquise ? La résolution spatiale d'une modalité d'imagerie peut se définir de manière qualitative comme la netteté ou la

qualité visuelle offerte pour l'identification d'une forme ou d'une structure sur une image. En pratique, la matrice image discrète est obtenue après acquisition du signal par le capteur, numérisation et reconstruction tomographique, transformée de Fourier ou tout simplement par affichage direct des informations en provenance du détecteur lorsque celui-ci est présent sous forme matricielle (ex.  : capteur plan en radiologie, capteur CCD en photographie). La résolution spatiale dépend d'un nombre élevé de facteurs propres à chaque modalité d'imagerie. La résolution spatiale finale dépend : – d'une part de la qualité de la chaîne technologique s'étalant de l'émission à la réception du signal donc des données brutes (raw datas), on peut alors parler de résolution spatiale effective ; – d'autre part de l'ensemble des processus informatiques appliqués sur les données brutes permettant l'obtention de l'image numérique finale, on peut alors parler de résolution spatiale numérique.

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Numérisation et traitements d'images

Figure 1.36  Exemples de calculs de contraste, de S/B et de C/B. Dans cet exemple, on observe que les deux images ont le même contraste (C = 15 %), cependant le rapport C/B diffère (C/B = 2,2 à gauche ; C/B = 4,1 à droite). Cela démontre bien que c'est bien le rapport C/B qui permet d'apprécier le contraste de l'image.

La résolution spatiale effective (ou intrinsèque à la modalité) tient compte des limites physiques liées au phénomène étudié et aux performances des systèmes de détection ; elle intègre les erreurs de l'ensemble de la chaîne de mesure, ce qui signifie concrètement que le phénomène physique et la chaîne technologique de détection sont des facteurs ­limitant. L'étape numérique qui suit permet de révéler au mieux la résolution spatiale effective au travers du traitement des données brutes (raw datas). La résolution spatiale numérique concerne l'ensemble des traitements (algorithmes de reconstruction et de correction, filtres…) effectués sur les données brutes pour atteindre une image finale. Limiter cette résolution aux dimensions des pixels de l'image finale est réducteur, même si le nombre de paires de pixels par unité de distance correspond à la résolution spatiale maximale théoriquement accessible sur l'image numérique affichée. À titre d'exemple, la figure 1.37 classe et liste la chaîne d'éléments qui impactent la résolution spatiale de l'image finale en scanner X et en IRM. Pour une modalité d'imagerie donnée, la résolution spatiale pourrait être définie : – soit comme la taille minimale d'une structure de l'objet qu'il est possible de distinguer au travers de la chaîne de mesure ;

– soit comme la distance minimale séparant deux structures adjacentes à signal élevé ; cette définition est considérée comme étant la plus pertinente. La résolution spatiale d'un appareil d'imagerie est exclusivement estimée à partir de mesures effectuées sur des fantômes de résolution ; elle seule détermine quantitativement le pouvoir de séparation spatiale des structures d'une image. Chaque modalité possède son type de fantôme de résolution. Il faut garder en mémoire qu'il s'agit d'un moyen objectif de mesure des performances d'un appareil à des fins de comparaison ou de contrôle de qualité, mais dont les conditions d'acquisition ne sont pas nécessairement celles mises en œuvre en routine clinique. Plusieurs méthodes permettent d'évaluer la résolution spatiale d'un dispositif (figure 1.38) : – étudier la fonction de dispersion d'un point unique (point spread function ou PSF), intense et le plus fin possible (figure  1.38A,B). La résolution spatiale est alors définie comme la largeur à mi-hauteur (full width et half maximum ou FWHM) de la fonction de dispersion dont l'allure peut suivre par exemple une distribution gaussienne. En réalité, la FWHM correspond à la distance minimale permettant de déparer 2  points sur l'image finale, ce qui correspond bien à la définition de la

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Chapitre 1

Numérisation et traitements d'images

Figure 1.37  Éléments qui influencent la résolution spatiale finale d'une image obtenue en TDM et en IRM.

Figure 1.38  Méthodes permettant de quantifier la résolution spatiale.

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Chapitre 1

Imagerie médicale

Numérisation et traitements d'images

Figure 1.39  En considérant que l'on réalise des images de deux objets théoriquement ponctuels et intenses se rapprochant, chaque point se présentera sur l'image sous forme d'une « tache » dont la dispersion viendra limiter la résolution spatiale. Lorsque la distance de séparation (D) de ces deux objets est supérieure à la largeur à mi-hauteur (LMH) de la fonction de dispersion d'un point (PSF), on reste dans des conditions où la somme des deux signaux reste inférieure à l'intensité maximale observée au centre des objets, ainsi un contraste existe entre les 2 points. Quand D  EM > …). À titre d'exemple, pour du tungstène (Z = 74) l'énergie de liaison de la couche K est d'environ 70 keV, celle de la couche L de 11 keV, et celle de la couche M de 2 keV. Si l'électron arraché provient d'une couche interne de l'atome, les électrons des couches externes auront tendance à se « précipiter » dans la place laissée vacante. Ce faisant, l'électron qui change d'orbite perd de l'énergie qui est rejetée sous forme d'un rayon (photon) X (figure  2.4). À titre d'exemple, un arrangement par transition électronique K-L génère un photon X de 59 keV. Ce rayonnement, caractérisé par un spectre de raies propre au métal de l'anode, ne constitue qu'une faible proportion de l'énergie électronique incidente. Cela s'explique par la faible probabilité qu'ont les électrons incidents à entrer en collision avec ceux de l'atome cible, au vu des distances relatives immenses qui séparent les différentes orbites électro-

-

-

-

-

réarrangement électronique

-

-

+ Noyau

+

+

Noyau

Noyau

électron éjecté Figure 2.4  Interaction électron-électron à l'origine d'un spectre X discret (spectre de raies).

50

Rayon X Rayon X

IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 2

Radiologie de projection

niques. À cette échelle, la matière est en effet essentiellement constituée de vide !

Spectre total Le spectre total correspond à la combinaison du spectre continu (caractéristique de l'effet de freinage) et du spectre de raies (caractéristique du métal de la cible = anode). La comparaison des aires liées à chaque interaction illustre bel et bien que, lors d'une interaction des électrons avec la cible, la quantité de rayons  X produite par effet de freinage est supérieure à celle produite par la collision électron–électron (figure 2.5).

Figure 2.5  Spectre X total = spectre continu + spectre de raies.

1.3. Caractéristiques du faisceau X Le terme « faisceau X » regroupe l'ensemble des rayons  X produits faisant suite à l'interaction des électrons avec une cible métallique. Le faisceau X est de nature polychromatique (ou polyénergétique) : il contient des rayons X d'énergie différente. L'énergie totale rayonnée (ε) est directement proportionnelle : – au carré de la tension accélératrice (U) des électrons ; – au nombre d'électrons (n) incidents ; – au numéro atomique (Z) du métal de l'anode. ε = ½ k.n.Z.U2 (k étant une constante) De manière générale, on parle davantage de l'«  intensité » du faisceau X qui correspond au nombre de photons X dans le faisceau multiplié par l'énergie de chaque photon X. Elle est exprimée en C/kg (SI). En pratique courante, on évoque aussi la notion de pénétration, qui décrit la possibilité qu'a le faisceau X, dans sa globalité, de pénétrer la matière. Pour rendre le faisceau globalement plus pénétrant, on peut : – augmenter la tension accélératrice (kVp) des électrons venant frapper le métal de l'anode, ce qui augmente le seuil énergétique maximal du spectre (figure 2.6A) ; – mettre en place une filtration additionnelle à la sortie du tube afin d'éliminer les photons de faible énergie = « rayons mous ». La réduction du nombre de photons est alors compensée par un gain en pénétration du faisceau, on parle aussi de « durcissement » du faisceau (figure 2.6B).

Figure  2.6. Influence de la tension  (A), de la filtration  (B) et de la charge (C) sur le spectre X total.

L'augmentation du nombre (n) d'électrons incidents, liée à l'intensité de chauffage du filament et à la durée de l'exposition (on peut alors parler de charge = mA.s : voir plus loin Tube de Coolidge), n'augmente pas l'énergie du faisceau  X mais uniquement la quantité de photons  X produits (figure 2.6C).

1.4. Interaction des rayons X avec la matière Atténuation globale du faisceau X dans la matière Au cours de leur traversée du milieu, les rayons X sont atténués en suivant une variation exponentielle décroissante. La « fluence photonique » (en photons.mm− 2) permet d'estimer cette atténuation qui dépend de (figure 2.7) : – la fluence photonique incidente (F0), c'est-à-dire le nombre de photons présents par unité de surface (mm2) à l'entrée du milieu ; – la densité du milieu traversé, c'est-à-dire de son coefficient d'atténuation (μ) ou d'absorption  : plus le coefficient du milieu est élevé, plus le faisceau est absorbé ; – l'épaisseur (x) du milieu traversé : plus cette épaisseur augmente, plus l'atténuation est importante. 51

IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 2

Radiologie de projection

– l'effet photoélectrique ; – l'effet Compton ; – l'effet de matérialisation ; – les réactions photonucléaires. Au regard des énergies utilisées, ces deux derniers effets ne sont pas perçus en radiologie.

X

µ Io F0

F

F0

F distance

Figure 2.7  Atténuation de la fluence d'un faisceau X mono-énergétique dans un milieu homogène (μ) d'épaisseur x.

Effet de Thomson-Rayleigh L'effet de Thomson-Rayleigh est un processus purement diffusif. Le photon incident est absorbé par l'atome cible puis réémis dans une direction différente, mais sans changement d'énergie. Il n'y a donc pas échange d'énergie entre photon et matière. Prédominant pour les photons peu énergétiques (lumineux, infrarouge…), cette diffusion est négligeable pour les photons X (ou gamma). Dès que l'énergie du photon (E = h.ν) dépasse les 45 keV, cette interaction devient tout à fait négligeable par rapport aux autres modes d'interaction. Elle est donc peu importante en imagerie médicale sauf dans certains types d'imagerie des parties molles. La mammographie (imagerie du sein par transmission des rayons X) constitue une exception, on y utilise des rayons X de faible énergie aux alentours de 30 keV. La diffusion de Thomson-Rayleigh conduit à un flou que l'on tente de diminuer au moyen d'une grille antidiffusante.

Ces différents paramètres sont liés par la loi de BeerLambert selon la formule :

Effet photoélectrique L'effet photoélectrique a été décrit et modélisé pour la première fois par Albert Einstein en 1905. Il est l'un des premiers F = F0 .e −µ .x grands succès de la mécanique quantique valant à son auteur Avec : F = fluence photonique à la sortie du corps étudié ; le prix Nobel de physique (1921). Dans ce phénomène, l'intéF0  =  fluence photonique incidente (entrée du corps)  ; gralité de l'énergie d'un photon incident est transférée à un x  =  épaisseur traversée ; μ  =  coefficient d'absorption du électron de l'un des atomes du milieu atténuant. Il y a une absorption totale du photon (et donc une atténuation du milieu traversé. faisceau). L'énergie absorbée est transmise à un des électrons Remarque : ce calcul n'est rigoureux que pour un milieu sur une orbitale proche du noyau. Le surplus d'énergie constitraversé homogène (même coefficient d'atténuation) et tue une énergie cinétique conférée à l'électron accéléré. que si l'on considère le faisceau incident comme étant L'atome est ainsi ionisé et excité, et son retour à l'équilibre (désexcitation) par réarrangement électronique s'accommonoénergétique. pagne de l'émission d'un photon de fluorescence (figure 2.8). Cette atténuation globale des rayons X s'explique par plusieurs Le calcul du coefficient d'atténuation par effet photoélecinteractions physiques élémentaires classées ci-dessous par trique est essentiel pour les applications médicales car de lui dépend le contraste en radiologie. On montre que μ dépend leur ordre d'apparition en fonction de l'énergie X incidente : directement du numéro atomique Z de l'atome constituant – l'effet de diffusion de Thomson-Rayleigh ;

photon X incident

réarrangement électronique

-

-

-

-

-

-

Noyau

Noyau

-

Noyau

+

+

+

-

électron éjecté

Figure 2.8  Interaction photoélectrique.

52

Photon de fluorescence

IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 2

Radiologie de projection

Figure 2.9  Interaction Compton et création d'un photon X diffusé et d'un électron Compton.

le matériau ainsi que de la longueur d'onde λ du rayonnement X utilisé (relation de Bragg et Pierce) : µ = ( C . Z 4 . λ 3 . NA ) . 1/ M Avec  : C  =  constante caractéristique du matériau  ; Z = numéro atomique de l'atome constituant le matériau ; NA  =  nombre d'Avogadro (6,02.1024  atomes) ; M  =  masse molaire de l'élément constituant le matériau. L'effet photoélectrique est donc prépondérant dans les milieux relativement denses et pour des énergies de photons relativement faibles (donc des longueurs d'onde élevées). En radiologie, l'effet photoélectrique est favorisé dans les structures osseuses.

Effet Compton L'effet Compton résulte de l'interaction entre un photon incident (Einc = h.ν) et un électron faiblement lié au noyau (couches externes). Lors de cette interaction, le photon  X incident disparaît. Une partie de son énergie est cédée à l'électron périphérique qui est éjecté (comme dans l'effet photoélectrique). On parle d'électron Compton. Celui-ci emporte sous forme d'énergie cinétique la différence entre l'énergie perdue par le photon X incident et l'énergie d'ionisation (Eliaison) :

Plus l'énergie incidente est importante, plus ces angles sont faibles (figure 2.9). Avec les énergies utilisées en radiologie, l'effet Compton est favorisé dans des milieux peu denses (graisse, tissus mous…).

Effet de matérialisation Cet effet est absent en radiologie classique, car il se produit pour des photons  X très énergétiques (Einc >  1,022  Mev) passant à proximité d'un noyau. Le photon incident se matérialise alors sous la forme d'un électron (e– ou β– : matière) et d'un positon (β+ : antimatière), chacun de même masse m0 et de même énergie cinétique Ee. À la fin de son parcours, le positon se combine à un électron en  une réaction d'annihilation qui donne naissance à deux photons de 511  keV émis dans des directions opposées (figure 2.10). Réactions photonucléaires Lorsqu'on bombarde un noyau avec des photons de très haute énergie (6 à 150 MeV), des réactions de photofission peuvent prendre naissance. Ces réactions sont produites et étudiées dans les laboratoires de recherche et ne concernent pas le monde de l'imagerie médicale.

-

E C = h. ( ν-ν′ ) − Eliaison (E de liaison est négligeable ici contrairement au cas photoélectrique.) L'autre partie de son énergie est transmise sous forme d'un nouveau photon X (E′ = h. ν′). On parle de photon diffusé ou de photon de recul. Ces émissions se font : – pour les photons diffusés selon un angle thêta (θ) formé par les directions du photon incident et du photon diffusé ; – pour l'électron Compton selon un angle phi (F) déterminé par les directions du photon incident et de l'électron Compton.

électron E > 1,022 Mev

photon Gamma

photon X incident

E = 511 kev

Noyau

+

positon

+

-

électron libre

E = 511 kev

photon Gamma

Figure 2.10  Création de paire suivie du phénomène d'annihilation.

53

IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 2

Radiologie de projection

2. Production technologique des rayons X en radiologie

Bilan des interactions présentes en radiologie Dans le domaine des énergies utilisées en radiologie, les interactions entre les photons X et la matière se font essentiellement par effet photoélectrique et par effet Compton. L'effet photoélectrique est l'effet le plus recherché, il concerne principalement les structures osseuses et n'entraîne pas la formation de rayonnement diffusé nocif à la qualité de l'image. L'effet Compton est, quant à lui, considéré comme gênant car il est à l'origine du rayonnement diffusé nocif pour la qualité de l'image et est à l'origine de règles de radioprotection. Cette interaction concerne principalement les parties molles. Dans la gamme énergétique exploitée en radiologie (10  à 140  keV), la prédominance de l'effet Compton sur l'effet photoélectrique augmente avec l'énergie (figure 2.11).

Après s'être attardé sur les propriétés des rayons X, intéressons-nous maintenant aux techniques de production et de contrôle du faisceau X.

2.1. Tube de Crookes et découverte des rayons X Le tube de Crookes est le tube ayant permis la découverte fortuite des rayons  X en 1895. Ce tube était en effet utilisé par Wilhelm Conrad Roentgen pour étudier les effets du passage d'un faisceau cathodique dans les gaz rares. Mais, sans le savoir, ce tube renfermait le support technologie permettant l'obtention de rayons  X, c'est-à-dire une source d'électrons accélérés vers une cible métallique. Principe du tube de Crookes (figure 2.12) : – tube en verre où règne un vide non parfait (10− 2 mmHg) ; – ions positifs de gaz rare dans l'enceinte en verre ; – ces ions positifs sont attirés vers une plaque métallique de charge négative (= cathode) ; – l'interaction des ions avec la cathode provoque un arrachement d'électrons de cette dernière ; – attraction des électrons par une plaque métallique de charge positive (= anode), et création d'un faisceau cathodique = électronique (l'électron n'étant pas encore connu à cette époque) fluorescent dans le tube. Pour l'histoire : le 8 novembre 1895, W.C. Roentgen remarque pour la première fois l'apparition d'un autre rayonnement, inconnu, capable d'imprimer une plaque photographique lors de la mise sous tension d'un tube de Crookes. Il nomme ce rayonnement  X (comme l'inconnue mathématique), et soupçonne qu'il est issu de l'interaction du faisceau cathodique avec une cible métallique (anode). Quelques jours plus tard, Roentgen s'aperçoit que ces rayons inconnus sont capables de traverser le corps humain et il réalise les premiers clichés radiographiques de l'histoire : – la radio de sa propre main le 22 novembre 1895 ; – la radio la plus connue, la main de sa femme Anna-Bertha le 22 décembre 1895.

Figure  2.11  Évolution du coefficient d'atténuation massique (cm2/g) des parties molles en fonction de l'énergie des rayons X (keV). Dans la gamme énergétique exploitée en radiologie (10 à 140 keV), la prédominance de l'effet Compton sur l'effet photoélectrique augmente avec l'énergie.

-2

-

cathode

+

- -

gaz (ions positifs)

+

+

54

+

+

-

-

+

+

+

-

anode

-

ddp

Figure 2.12  Principe du tube historique de Crookes.

Vide 10 mm Hg

+

+

IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 2

Radiologie de projection

Dans les jours qui suivent, W.C. Roentgen décrit quatre propriétés propres aux rayons X : – ces rayons sont absorbés par la matière ; – ces rayons sont diffusés dans la matière ; – ces rayons impressionnent une plaque photographique ; – ces rayons déchargent « des corps chargés électriquement ». Ces découvertes sont communiquées à la communauté scientifique le 28 décembre 1895 qui, en 1901, récompense Roentgen en lui attribuant le premier prix Nobel (de physique) de l'histoire (figure 2.13).

Les progrès scientifiques et technologiques permis par les rayons  X sont nombreux  : la physique et la chimie démasquent la structure des atomes grâce à la spectrométrie par rayons  X, la médecine bénéficie d'un nouvel outil d'observation (radiologie) et de traitement (radiothérapie) du corps humain, etc. L'usage des rayons X est aujourd'hui multiple, touchant l'industrie, l'archéologie, la criminologie, l'observation spatiale…

Figure 2.13  Texte et figures historiques de la découverte des rayons X par W.C. Roentgen.

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Chapitre 2

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Radiologie de projection

Une page d'histoire  : communication de Roentgen du 28 décembre 1895 (figure 2.13) Compte rendu des séances de la Société de physique et de médecine à Würtzbourg Année 1895, no 9 Édition de la librairie de la Cour et de l'Université de Würtzbourg Le 28 décembre, reçu la communication suivante : W.C.  Röntgen  : Au sujet de rayons d'une nouvelle espèce (Communication provisoire) Faisons passer les décharges d'une bobine de Ruhmkorff assez puissante dans un tube de Lenard, Crookes, etc., et couvrons le tube avec un cache bien ajusté en carton mince de couleur noire. Dans une chambre obscure, un écran papier enduit de platino-cyanure de baryum approché du tube s'éclaire alors à chaque décharge, il devient fluorescent, n'importe quel côté de l'écran étant tourné vers le tube. Cette fluorescence est encore perceptible à une distance de 2 m de l'appareil. On vérifie facilement que la cause de la fluorescence vient de l'appareil à décharge et non d'un autre organe de l'installation. Un premier fait est très probant : l'étui de carton noir, qui n'est traversé, ni par les rayons visibles et ultraviolets de la lumière du soleil, ni par ceux de l'arc électrique, est traversé par un agent capable d'exciter une fluorescence très vive. On sera donc tenté de prime abord de rechercher si d'autres corps possèdent cette propriété. On trouve facilement que tous les corps sont plus ou moins transparents à cet agent. Je cite quelques exemples : le papier est très transparent  : l'écran montre une luminosité encore très nette derrière un livre d'environ 1000 pages ; le noir des caractères imprimés n'est pas un obstacle particulier au passage. La fluorescence est analogue derrière un jeu de WHIST double : on remarque très difficilement une seule carte tenue entre l'appareil et l'écran. De même, une simple feuille d'étain est à peine perceptible ; plusieurs couches superposées seulement donnent une ombre distincte sur l'écran. - De gros blocs de bois sont encore transparents ; les planches en bois de sapin

2.2. Tube de Coolidge Un peu d'histoire… Les tubes de Crookes ont été pendant près de 20  ans les seules solutions technologiques permettant de créer des rayons X. Ils étaient fragiles et ne permettaient pas un usage prolongé. William David Coolidge (1873–1975), physicien américain ayant poursuivi ses études (doctorat en 1899) à Leipzig en Allemagne, va se pencher sur l'amélioration des tubes à rayons  X, il travaille notamment sur le développement de filaments cathodiques en tungstène. De retour aux États-Unis en 1905, il développe chez General Electric un tube à rayons X portant son nom et réputé très performant, du fait de sa cathode en tungstène, qui est breveté en 1913. La Première Guerre mondiale et l'utilisation massive de la radiologie sur le front par les « petites Curies » font du tube de Coolidge un succès commercial. Quelques années plus tard, il améliore son tube en développant la technologie de l'anode tournante. Bien qu'ancienne, la conception technologique du tube de Coolidge est encore d'actualité. La majorité des tubes commercialisés de nos jours s'inspirent de son concept.

56

épaisses de 2 à 3 cm n'absorbent que très peu. - Une couche d'aluminium épaisse de 15  mm affaiblit considérablement la fluorescence, mais ne parvient pas à la faire disparaître complètement. - Des plaques d'ébonite de plusieurs centimètres d'épaisseur laissent encore passer les rayons. - Des plaques de verre se comportent différemment, selon qu'elles contiennent du plomb (verre flint) ou non ; les premières étant beaucoup moins transparentes que les dernières. - En plaçant la main entre l'appareil à décharge et l'écran, on aperçoit les ombres plus sombres des os de la main sur l'ombre relativement faible de la main. - L'eau, le sulfure de carbone, et autres liquides examinés dans des récipients en mica se montrent très transparents. Je n'ai pas pu trouver que l'hydrogène soit très nettement plus transparente que l'air. - On reconnaît encore facilement la fluorescence derrière des plaques de cuivre, d'argent, de plomb, d'or, de platine, si l'épaisseur du matériau n'est pas trop grande. Le platine est encore transparent sous une épaisseur de 0,2  mm ; les plaques d'argent et de cuivre peuvent même être plus épaisses. Une plaque de plomb d'une épaisseur de 1,5 mm est pratiquement opaque, et a été utilisée souvent de ce fait. - Une tige en bois de section carrée (20 × 20 mm), dont un côté à été peint en blanc à la peinture au plomb, se comporte différemment, selon la façon dont elle est tenue entre l'appareil et l'écran ; son action est pratiquement nulle quand les rayons X sont parallèles à la face peinte ; lorsqu'ils doivent traverser la couche de peinture, la tige projette une ombre sombre. - Les sels des métaux, secs ou en solution, peuvent se classer d'une façon identique aux métaux, en ce qui concerne leur transparence. J'appelle « transparence » d'un corps, le rapport de luminosité de l'écran fluorescent maintenu directement derrière le corps d'essai à la luminosité de l'écran seul, dans les mêmes conditions. J'emploierai, par commodité, l'expression « rayons », plus précisément « rayons X » pour les distinguer d'autres rayons.

Principe technologique du tube de Coolidge Comme pour le tube de Crookes, le tube de Coolidge (figure  2.14) doit posséder trois éléments technologiques nécessaires à la création de rayons X : – une source d'électrons au niveau de la cathode ; – une différence de potentiel élevée permettant d'accélérer les électrons dans le vide ; – une cible métallique permettant la création de rayons X. Source d'électrons C'est la principale avancée développée par Coolidge. La source d'électrons est obtenue par effet thermo-ionique de Richardson (on parle aussi d'« effet Edison »). Le principe consiste à porter un filament de tungstène à incandescence. La chaleur emmagasinée est alors transmise aux électrons libres du métal du filament sous forme d'énergie cinétique. Grâce à ce gain d'énergie, une partie des électrons les plus périphériques sont arrachés du filament, et forment un nuage électronique autour des spires du filament (figure 2.15). Le circuit électrique entraînant le chauffage du filament utilise un courant de bas voltage (environ 10 V) et d'intensité élevée (3 à 5 A) ; on parle ainsi de l'intensité du

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Chapitre 2

Radiologie de projection

-

+

HT -4

Vide 10 mm Hg

-

ddp

+

6–24V

RX

Figure 2.14  Principe d'un tube de Coolidge.

6–24V

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

-

Figure 2.15  Effet thermo-ionique et création d'une source d'électrons.

courant du filament à ne pas confondre avec l'intensité de courant du tube ! L'intensité courant-tube (en mA), est réglable par l'utilisateur et traduit le nombre d'électrons traversant le tube à chaque seconde. En programmant une intensité courant-tube, l'utilisateur modifie indirectement l'intensité de chauffage du filament ! Différence de potentiel Les électrons situés autour du filament sont attirés vers la cible par une différence de potentielle élevée pouvant varier de 40 à 150 kV (par paliers de 1 kV). Le filament fait alors office de cathode et la cible d'anode. Plus la différence de potentielle est élevée, plus l'accélération est grande, plus l'énergie ­cinétique des électrons (lors du choc) est importante, et plus les rayons X seront énergétiques, donc pénétrants. Ec e  = 1 / 2 m.v 2 = e.U Avec  : m  =  masse de l'électron 9,11.10   kg ; v  =  vitesse de l'électron (en arrivant à l'anode) en m.s− 1 ; e = charge de l'électron 1,6.10− 19 coulomb ; U = différence de potentiel en kV. − 31

kV, kVp et keV : quelles significations, quelles différences ? La différence de potentiel (ddp) entre anode et cathode, permettant d'accélérer les électrons dans le tube radiogène, s'exprime en kilovolts  (kV). En réalité le kilivoltage fluctue en fonction de la qualité du générateur de haute tension (voir plus loin Circuit haute tension  : réglage de la différence de potentiel). Par convention, la tension affichée sur les pupitres de commande correspond à la valeur pic du kilovoltage (kVp) exprimant ainsi le champ électrique maximal généré. Lors de la mise en place d'une ddp, seule une partie des électrons sera accélérée par la tension pic (kVp) et bénéficiera d'une énergie cinétique maximale (keV = kVp). Les autres électrons seront ainsi soumis à une tension moindre et auront une énergie plus faible. À titre d'exemple pour une programmation de ddp à 100 kVp, l'énergie cinétique moyenne du faisceau électronique sera d'environ 70  keV. Cela explique en partie l'aspect polychromatique (ou polyénergétique) du faisceau X à la sortie du tube radiogène.

Cible La cible, dont l'objectif est de créer une décélération brutale des électrons lors de l'impact (figure 2.16), doit être suffisamment dense mais aussi bonne conductrice de

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Chapitre 2

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Radiologie de projection

chaleur. En effet, la perte brutale d'énergie cinétique des électrons lors du choc est transformée : – en chaleur : 99 % (rayons infrarouges) ; – en rayons X : 1 %. Le rendement de production des rayons  X est ainsi très faible.

2.3. Caractéristiques technologiques de chaque élément constituant un tube à rayon X (figure 2.17) Cathode La cathode est constituée (figure 2.18) :

RX

Chaleur

RX

99% Eth (chaleur)

freinage (= perte d'Ec)

Ec (électrons) 1% Erx (Rayons X)

RX RX Figure 2.16  Perte d'énergie cinétique de l'électron incident = énergie thermique (99 %) + rayonnement X (1 %).

Manchon haute tension Enceinte disque

Stator

Gaine plombée

Cathode

ddp

Axe

Rotor

Anode

Faisceau électronique Stator Filtre Filament et pièce de concentration Fenêtre de sortie Diaphragmes

Rayons X

Figure 2.17  Principaux éléments technologiques d'un tube à rayons X à anode tournante.

Figure 2.18  Pièce de concentration et disposition des filaments.

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Système de refroidissement

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Radiologie de projection

– d'un ou deux filaments permettant de créer une source d'électrons ; – d'une pièce de concentration qui accueille et maintient en place, dans des gouttières, le ou les filaments. Filaments Les filaments sont des spirales métalliques constituées de tungstène (Z = 74) qui a pour caractéristiques : – une température de fusion élevée (3 370 °C) ; – une bonne conduction thermique ; – une durée de vie longue. En pratique, le filament est chauffé à 2350 °C par un courant électrique de chauffage (10 V et 3 à 5 A) qui permet une émission électronique proportionnelle à sa surface et au carré de l'intensité de chauffage. Le nombre d'électrons pouvant alors être accéléré est énorme, ce qui génère des i­ntensités de courant-tube (intensité du flux électronique entre le filament et la cible) élevées (de l'ordre de 100 à 2 000 mA). Attention à ne pas confondre l'intensité du courant de chauffage (3–5 A) avec l'intensité courant-tube (100–2 000 mA) ! Les filaments de tungstène ont les caractéristiques géométriques suivantes : – diamètre du filament : 2 mm ; – diamètre du fil : 0,2 mm ; – longueur : de 5 à 15 mm (selon le foyer optique souhaité). On dispose en général de deux filaments, un petit (h = 5 mm) et un grand (h = 15 mm) pouvant être positionnés dans la pièce de concentration : – soit l'un en dessous de l'autre, on parle alors de configuration linéaire ; – soit l'un à côté de l'autre, on décrit alors une configuration parallèle. On utilise un seul filament à la fois, ce choix dépend de : – la définition de l'image souhaitée (donc de la taille du foyer optique). Plus le foyer optique est petit, plus le flou géométrique diminue : bonne définition = petit filament ; – la charge thermique utilisée. Plus la surface du foyer thermique est importante, plus il y aura création de rayons X (par unité de temps) : charge thermique élevée = gros filament. Au fil de son utilisation, le filament perd un nombre important d'électrons (= phénomène de vaporisation) et atteint un diamètre de fil en tungstène trop fin entraînant sa rupture. Par ailleurs, le phénomène de vaporisation entraîne dans la durée un dépôt de métal sur la couche interne du verre qui « jaunit » et augmente ainsi le risque d'arc électrique pouvant venir fissurer le tube et ainsi le rendre inutilisable. Pièce de concentration La pièce de concentration (ou de focalisation) est un bloc de molybdène (Z = 42) ou de nickel (Z = 56) creusé d'une ou deux gouttières contenant les filaments qui sont disposés soit en ligne, soit en configuration parallèle. Cette pièce a pour rôles : – d'empêcher la déformation des filaments lors de l'échauffement ; – de déterminer la forme rectangulaire du foyer thermique sur l'anode ;

– de focaliser les électrons vers la ou les pistes de l'anode (« maîtrise » les forces répulsives des électrons entre eux). La pièce de concentration peut être portée à un potentiel plus faible que celui du filament, ce qui permet de faire diminuer les dimensions du foyer thermique et ainsi de générer un foyer optique supplémentaire. En effet, en portant la pièce de concentration à un potentiel négatif, on limite davantage la dispersion du nuage électronique, ce qui permet de réduire la surface du foyer thermique au niveau de la cible. Ainsi, il n'est pas rare de trouver des tubes constitués de deux filaments permettant de générer trois foyers. L'anode est un élément essentiel du tube à rayon X, elle doit répondre à trois critères : – être suffisamment dense (Z élevé) pour favoriser la production de rayons X (effet de freinage) ; – posséder une température de fusion élevée pour résister aux températures faisant suite aux interactions électroniques ; – être bonne conductrice thermique pour évacuer rapidement la chaleur. On distingue généralement deux types d'anodes, les anodes fixes et les anodes tournantes : – les anodes fixes sont fabriquées en cuivre, bon conducteur de chaleur, mais bénéficiant d'un point de fusion faible (1070  °C) ne permettant pas de supporter l'énergie thermique dégagée lors de l'impact des électrons avec l'anode. Ainsi le bloc de cuivre contient en son centre une pastille de tungstène (W) supportant des chaleurs élevées (point de fusion = 3370 °C) et permettant de favoriser la production des rayons X de par sa densité (Z = 74). Ces anodes équipent les tubes radiologiques de faible puissance comme les tubes destinés à la radiologie dentaire localisée (clichés intraoraux). Il est intéressant de noter que ces deux métaux caractérisés par des coefficients de dilatation différents sont difficiles à « souder » au sens technologique ; – les anodes tournantes dépassent les performances des anodes fixes. Elles équipent les tubes de moyenne et de forte puissance, et sont constituées de trois parties  : un couple rotor–stator, un axe de transmission et un disque (figure 2.19). Disque

Axe de l'anode

Stator

Rotor

Figure 2.19  Éléments constitutifs d'une anode tournante.

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Chapitre 2

Radiologie de projection

1. Surface inclinée

Disque à une piste

Disque à deux pistes

12

12

12

2. Base

filaments parallèles

filaments alignés

Figure 2.20  Constitution et configurations du disque de l'anode.

Couple rotor–stator Il est nécessaire d'utiliser un mécanisme de rotation capable de mettre en mouvement le disque tout en maintenant un vide poussé dans le tube. Le choix technologique s'est porté vers un concept exploitant un champ magnétique alternatif responsable de la mise en mouvement du disque : on parle de couple rotor–stator. Le rotor est une partie mobile située à l'intérieur du tube (au niveau de son col) qui assure le mouvement de rotation (2000 à 12 000 tours/minute) du disque et de l'axe pendant l'exposition. Cette mise en rotation est assurée par induction électromagnétique grâce au stator, situé à l'extérieur du col du tube. Le principe est le suivant : alimentation des bobines du stator = création de champs magnétiques ⇒  induction de courant électrique dans les bobines du rotor ⇒ mise en rotation du disque. Axe de l'anode L'axe (ou tige) de l'anode est en molybdène (Z 42), sa rigidité permet de transmettre le mouvement de rotation du rotor à l'anode, sa mauvaise conduction thermique assure une isolation thermique du rotor, et son point de fusion élevé (2 600  °C) permet de supporter la chaleur issue du disque. Cet axe subit des contraintes mécaniques importantes (effet gyroscopique) pouvant amener sa rupture (rare). Ainsi des longueurs d'axes courtes seront privilégiées. Dans les tubes plus récents, les contraintes gyroscopiques sont contenues par l'utilisation d'un axe transanodique ancré sur deux supports (l'un prédiscal, l'autre post-discal). Disque de l'anode Le disque de l'anode (diamètre moyen = 10 cm) est constitué de deux parties (figure 2.20) : – une base de 6 à 12 mm d'épaisseur composée d'un alliage de molybdène (bon conducteur de chaleur) et de graphite (légèreté =  réduction des contraintes mécaniques lors de la rotation) ; – une surface inclinée, siège des collisions électroniques, composée d'un alliage de tungstène et de rhénium (90 %–10 %) choisi pour sa densité, sa température de

fusion élevée (3  150  °C) et sa bonne dissipation ­thermique. Cette surface inclinée présente une ou deux pistes en fonction de la disposition géométrique (linéaire ou parallèle) des filaments. La pente de chaque piste est déterminée en fonction des dimensions des foyers optiques souhaités (voir plus loin Pente de l'anode et Foyers optiques). Avantages d'une anode tournante L'anode tournante permet de répartir la chaleur sur l'ensemble du disque, ce qui favorise le refroidissement pendant la rotation. Le changement du point d'impact des électrons est constant et donc l'usure moindre.

Enceinte (ou ballon) Cette enceinte qui contient la cathode et l'anode a pour rôle de maintenir un vide poussé afin de n'offrir aucune résistance à l'accélération des électrons et donc de maîtriser pleinement le nombre et la vitesse d'accélération des électrons. Ainsi, les éléments cathodiques et anodiques doivent être soudés « hermétiquement » à l'enceinte du tube. L'enceinte doit être insensible aux hautes températures et radiotransparente. Initialement constituée en verre dur, elle est actuellement essentiellement fabriquée en pyrex. Le pyrex présente des coefficients de dilatation plus faibles que les métaux, ce qui risque d'entraîner une rupture des soudures entre le pyrex et les éléments métalliques du tube. Ainsi les éléments métalliques utilisés présentent généralement des alliages ayant un coefficient de dilatation proche du pyrex. Les tubes de haute puissance (scanner, radiologie vasculaire) de dernière génération sont en métal radiotransparent, résistant et léger (figure 2.21). L'une des raisons de leur développement s'explique par le fait que l'effet de métallisation des parois de l'enceinte est réduit, ce qui limite le risque de « cassure » augmentant ainsi la durée de vie du tube. Ces tubes en métal offrent également l'avantage de pouvoir embarquer une anode plus massive (diamètre élevé) permettant d'améliorer sa capacité thermique et par conséquent la puissance du tube.

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Chapitre 2

Radiologie de projection

Enceinte (ou ballon) + disque + axe + rotor

+

Système de refroidissement + stator

+

Gaine plombée

Col du tube

Figure 2.21  Enceinte, système de refroidissement et gaine plombée.

Figure 2.22  Filtration additionnelle et création d'un faisceau X « durci ».

Système de refroidissement Pour évacuer le plus rapidement la chaleur, les rayonnements infrarouges (chaleur) faisant suite à l'interaction des électrons avec l'anode sont absorbés par de l'huile froide d'isolement qui entoure le tube. Celle-ci est à son tour refroidie par un liquide froid qui circule dans des canalisations. Pour les appareils de faible puissance, le refroidissement de l'huile peut être assuré par un système de ventilation (figure 2.21).

Cependant les filtrations additionnelles proposées par les constructeurs sont vastes. Chaque installation radiologique possède une filtration propre en fonction des habitudes de travail et de l'activité de la salle. Ce choix se fait souvent après des tests réalisés soit par le constructeur, soit par le physicien responsable de l'installation. Certaines installations vasculaires/interventionnelles sont équipées de dispositifs automatiques adaptant la filtration à la tension utilisée afin de limiter les dépôts de dose cutanés.

Gaine plombée La gaine plombée est une enveloppe de 3 à 5 mm de plomb qui isole l'extérieur de la haute tension, de la chaleur et des rayonnements X parasites. Elle contient le tube, le stator, le système de refroidissement et laisse passer les câbles haute tension. Une ouverture, appelée fenêtre de sortie, est placée en face de l'anode afin de permettre la sortie des rayons X en direction de la structure à explorer (figure 2.21).

Diaphragmes et localisateurs Les diaphragmes sont situés en regard de la fenêtre de sortie à l'extérieur de la gaine. Ce sont des lames métalliques stoppant les rayons X, déposées de chaque côté de la fenêtre de sortie (deux paires de lames = quatre lames). Les mouvements des lames opposées sont synchrones. Le rôle des diaphragmes est de déterminer le champ (rectangulaire) d'irradiation et de limiter le rayonnement diffusé. Plus le champ est petit et limité, plus le rayonnement diffusé est limité. Pour limiter davantage le champ de vue et le rayonnement diffusé nuisible à l'image et au patient, on utilise des cônes localisateurs. Ces derniers sont des accessoires métalliques de forme cylindrique ou conique glissés (dans une gouttière) à la sortie des diaphragmes (figure 2.23). Leurs dimensions et leurs tailles sont variables, leur choix se fait en fonction de la région anatomique à radiographier.

Filtre Placé contre la fenêtre de sortie du ballon, il permet de « durcir » l'énergie du faisceau  X en éliminant les photons de trop faible énergie (figure 2.22 et figure 2.6b) : – pour des tensions de 60 à 120 kVp, une filtration d'environ 2 mm d'aluminium est classiquement préconisée ; – pour des tensions supérieures à 120 kVp, on préconise une filtration de cuivre (0,2 mm) et d'aluminium (2 à 3 mm).

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Radiologie de projection

Gaine plombée Fenêtre de sortie es

iqu

Diaphragmes

erm

h st

r

ye Fo Foyers thermiques

Cône localisateur Faisceau électronique

Foyers optiques

Faisceau électronique

Foyers optiques

Figure 2.24  Foyer thermique et foyer optique. Champ d'irradiation

Figure 2.23  Diaphragmes et cône localisateur.

Pour aider les utilisateurs, l'étendue et le centre du champ d'irradiation sont simulés par des sources lumineuses (surface du champ =  lumière, centre du champ =  ombre ou laser) situées dans l'enceinte contenant les diaphragmes. Dans certaines installations, l'ouverture des diaphragmes peut être automatisée aux dimensions du détecteur (cassettes à écrans radioluminescents à mémoire ou ERLM). Il n'empêche qu'il incombe à l'utilisateur de réduire encore davantage le champ d'exploration proposé automatiquement en fonction de la région à imager. Diaphragmes et rayonnement extrafocal La présence de diaphragmes au plus proche de la fenêtre de sortie permet également de lutter contre le rayonnement extrafocal. Le rayonnement extrafocal provient de l'interaction d'un électron à énergie élevée avec un élément métallique autre que le foyer thermique théorique. Ce rayonnement provient essentiellement de : – l'impact d'électrons rétrodiffusés (issus de l'anode) venant frapper le disque une seconde fois dans une région ne correspondant pas au foyer thermique (=  source extrafocale) en générant des rayons X ; – la présence de cratères sur l'anode venant déformer en profondeur la piste de l'anode et générant ainsi des rayons  X dans des directions non contrôlées.

2.4. Caractéristiques mécaniques et géométriques d'un tube à anode tournante Foyers On définit deux foyers, liés entre eux, qui conditionnent la valeur de la charge thermique et la définition de l'image (figure 2.24) : – le foyer thermique ou foyer réel ; – le foyer optique ou foyer virtuel. Foyer(s) thermique(s) ou foyer(s) réel(s) Le foyer thermique (FT) correspond au point d'impact des électrons sur le disque de l'anode =  source du rayonnement  X. Ses dimensions sont déterminées par la taille du filament et l'inclinaison de la piste du disque (angle d'anode). La charge thermique augmente avec les dimensions

du foyer thermique, ce qui permet l'utilisation de temps de pose courts (limitation du risque de flou cinétique). Foyer(s) optique(s) Le foyer optique (FO) est virtuel et correspond à la projection géométrique du foyer thermique. Il est de forme carrée. Sa taille détermine la définition de l'image : plus il est petit, meilleure sera la définition de l'image, car la pénombre (flou) géométrique est faible. On dispose généralement de deux tailles de FO : – le petit FO : de 0,6 × 0,6 mm2 à 1 × 1 mm2 ; – le grand FO : de 1,2 × 1,2 mm2 à 2 × 2 mm2. Exigences contradictoires L'utilisateur doit choisir le foyer (c'est-à-dire le filament) avec lequel il souhaite travailler : – le grand foyer procure une charge thermique importante qui permet l'obtention de temps de pose très courts, utiles pour figer les mouvements (limitation du flou cinétique) ; cependant la taille importante de ce foyer génère un flou géométrique néfaste à la définition de l'image ; – le petit foyer procure une charge thermique moindre (temps de pose rallongés =  risque de flou cinétique) mais diminue fortement les pénombres géométriques, ce qui augmente la définition de l'image. L'utilisateur doit donc faire un choix entre la diminution du flou géométrique (petit foyer) et la diminution du flou cinétique + charge élevée (grand foyer). On ne peut obtenir les deux à la fois (figure 2.25). De manière générale : – petit foyer = étude de structures à surface réduite et de faible épaisseur (ex. : explorations des extrémités) ; – grand foyer = étude de structures à surface et/ou d'épaisseur importantes (ex. : explorations du tronc). Hétérogénéité des foyers Le faisceau X, théoriquement homogène dans l'espace et sur toute la durée d'exposition, est en réalité hétérogène. Cela s'explique par (figure 2.26) : – une mauvaise uniformité dans l'émission thermique du filament ; les électrons s'accumulent sur le bord de la spirale, ce qui induit une diminution de température aux extrémités du filament (effet de bord) ; – un phénomène de cratérisation de la piste de l'anode, qui induit une diminution de photons utiles par émission de rayonnement X extrafocale.

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Radiologie de projection

Figure 2.25  Dimensions du foyer optique et flou géométrique.

Cratérisation

Hétérogénéité thermique Filament Rayonnement extrafocale

-

-

-

RX

-

-

ue

Disq

Figure 2.26  Causes d'hétérogénéités temporo-spatiales : hétérogénéité thermique du filament et effet de cratérisation.

20°

0,80 m

Impression hétérogène du film (plus de photons X du coté de la cathode)

1,20 m

Impression (quasi) homogène du film

Figure 2.27  Effet talon et exposition du détecteur.

Cette hétérogénéité (temporo-spatiale) du foyer thermique peut ainsi avoir une répercussion sur l'image finale. On décrit ainsi l'effet talon (figure 2.27). L'hétérogénéité du foyer thermique et l'inclinaison de l'anode font qu'il y a une fluence de photons (photons/mm2) plus importante en direction

de la cathode (jusqu'à 30 % de différence) ; une partie du cliché est alors légèrement plus marquée par les photons X ; l'effet talon diminue considérablement lorsque le détecteur est éloigné de la source. Les conséquences de cet effet talon trouvent deux applications pratiques : – cet effet peut être utilisé pour harmoniser les contrastes de structures d'épaisseurs différentes, les parties les plus épaisses devant alors être positionné du côté de la cathode (ex. radio de l'humérus = épaule côté cathode ; coude côté anode). – cet effet est davantage marqué dans l'air. Ainsi afin de limiter les différences de contraste liées à l'effet talon, les clichés pulmonaires sont réalisés (généralement) à une distance foyer-détecteur (DFD) supérieure à 1,80  m (cette distance permet par ailleurs de limiter l'agrandissement de la silhouette cardiaque).

Pente de l'anode La pente de l'anode correspond à l'angle d'inclinaison de la surface de l'anode par rapport à la perpendiculaire au faisceau cathodique (⇒ rayon directeur). 63

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L'angle de la pente de l'anode conditionne la taille du foyer thermique et donc de manière indirecte la taille du foyer optique (figure 2.28), l'objectif étant de générer, par construction géométrique, un foyer optique de forme carrée : – petit filament ⇒ 10° ⇒ petit foyer optique ; – grand filament ⇒ 20° ⇒ grand foyer optique. La répercussion de ces inclinaisons est le phénomène « d'ombre de l'anode » qui apparaît lorsqu'on utilise des pentes inférieures à  10°, c'est-à-dire le petit foyer. En effet, l'utilisation de grands champs n'est pas recommandée au petit foyer, car la pente de l'anode (d'environ 10°) risque d'amputer la partie du champ la plus proche de l'anode (les photons  X ne traversent pas le métal de l'anode) (figure  2.29). À titre d'exemple, pour une DFD de 1  m, le champ d'exploration limité par une pente de  10° sera de 35 cm, et de 28 cm pour une pente de 8°. Cela ne se vérifie que très rarement en pratique, car l'obtention d'un champ de vue large demande (dans la plupart des cas) l'utilisation d'une charge thermique élevée, c'est-à-dire du grand foyer (pente de 20°). Dans le cas de radiographies pulmonaires réalisées au petit foyer, cette amputation de champs liée à une pente faible ( 1, la tension entre le circuit primaire et secondaire est augmentée, on parle alors de transformateur sur-volteur. Si k  1) implique une diminution de l'intensité au niveau du circuit secondaire. L'utilisation d'un transformateur sous-volteur (k  compensation de l'agrandissement

Distance foyer-détecteur

Foyer

Distance foyer-sujet

Distance foyer-détecteur

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Détecteur Figure 2.56  Utilisation de l'air-gap pour réduire le rayonnement diffusé.

Foyer

Foyer

Rayons X utiles

Rayons X diffusés

Lamelle de plomb STOP

Grille Détecteur

STOP

STOP

STOP

STOP

STOP

Détecteur

Figure 2.57  Grille antidiffusante et élimination du rayonnement diffusé.

Cependant, l'agrandissement et l'augmentation de flou géométrique liés à l'éloignement du sujet par rapport au capteur doivent être compensés par une augmentation de la distance foyer-sujet, donc par une augmentation de la fluence photonique (augmentation des constantes). Le principe de l'air-gap était particulièrement utilisé dans les appareils dédiés aux explorations pulmonaires (télé-thorax).

rer que tout rayonnement ayant une trajectoire quelconque, non focalisée, est un rayon diffusé qui est nuisible à la qualité de l'image. La grille antidiffusante part de ce constat pour stopper le diffusé. C'est un dispositif qui distingue les rayons X utiles des rayons diffusés en fonction de leur orientation (figure 2.57).

5.3. Grille antidiffusante

Constitution Une grille antidiffusante est constituée de lamelles de plomb, fines et plates, disposées verticalement et parallèlement, les unes par rapport aux autres, et qui sont séparées par un matériau radiotransparent (aluminium, fibre de carbone). Généralement, ces lamelles de plomb sont focalisées vers un point précis ; on parle de focale de grille qui doit idéalement coïncider avec la source de rayons  X (foyer).

La grille antidiffusante est une technique, préférée à l'air-gap, qui permet de réduire considérablement le rayonnement diffusé créé dans le corps du patient et risquant d'interagir avec le détecteur.

Principe de base En partant du fait que les rayons X utiles ont une trajectoire rectiligne de la source jusqu'au détecteur, on peut considé-

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Â

D

lamelle de plomb

espace radiotransparent

Distance focale de grille

Focale de grille

h

d

Grille Détecteur Figure 2.58  Caractéristiques d'une grille antidiffusante.

La grille antidiffusante ainsi placée entre le patient et le système de détection permet de (figure 2.58) : – laisser passer majoritairement des rayons X utiles (environ 70 %) ; – stopper la quasi-totalité des rayons diffusés ; en effet, son efficacité n'est pas totale car quelques photons diffusés peuvent néanmoins traverser la grille, on parle de notion d'angle limite.

Caractéristiques Distance focale La distance focale des grilles antidiffusantes varie de 80  à 180 cm. Le choix de la grille dépend donc de la distance foyer-détecteur à laquelle on travaille le plus fréquemment. Une installation dédiée aux explorations pulmonaires utilise une grille généralement focalisée à 1,50 m, tandis qu'une installation de radiologie ostéo-articulaire utilise une grille focalisée à 1 m ou 1,10 m (selon les services). Il existe aussi des grilles non focalisées à lames parallèles ; dans ce cas, la distance focale est considérée comme infinie. Ce type de grilles est transportable pour être utilisé lors de clichés réalisés au lit/brancard du patient (ex. : contrôle de hanche postopératoire). Pas de grille (N) Le pas de grille (N) permet d'apprécier le nombre de lames par unité de distance. Plus le pas de grille est élevé, plus les lames sont nombreuses et fines, plus son coût est élevé. N = 1/(D + d) Rapport de grille (R) Le rapport de grille (R) permet d'apprécier l'efficacité de la grille. Il est égal au rapport entre la hauteur (h) d'une lamelle et la distance (D) séparant deux lamelles. Comme pour le pas de grille, ce rapport influence directement l'efficacité mais aussi la difficulté d'utilisation de la grille.

R = h/D Plus  R est élevé, plus la grille est potentiellement efficace, mais plus son utilisation est délicate. Angle limite (Â) L'angle limite correspond à l'inclinaison des lames (par rapport au rayon directeur) au-dessus duquel les rayons X sont arrêtés par la grille. Cette angulation limite est liée au rapport de grille (R) par la relation suivante : tan ( Â ) = 1/ (R ) = D /h Facteur Bucky (B) Le facteur Bucky est le facteur par lequel il faut multiplier la charge (mAs) pour compenser l'atténuation de rayonnement X par la grille antidiffusante. B = mAs avec grille/mAs sans grille Ce facteur est lié aux valeurs de rapport de grille et à la tension utilisée (tableau 2.1). Transparence de grille Toute grille doit être la plus transparente possible sur l'image finale. Pour cela, il faut faire la distinction entre les grilles mobiles et les grilles fixes. Pour rendre la grille invisible sur le cliché, une solution consiste à l'animer, lors de l'exposition, d'un mouvement de translation alternatif dans le plan perpendiculaire à l'axe du Tableau  2.1 Rapport de grille et facteur Bucky (ordre de grandeur). Rapport de Grille

70 kV

120 kV

R = 7

B = 2

B = 3

R = 9 à 10

B = 3

B = 4

R = 12 à 14

B = 3,5

B = 5

R = 15 à 16

B = 4

B = 6

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faisceau. Cette mobilité est possible à l'aide d'un système connu sous le nom de « Potter-Bucky », situé dans la table d'examen. On parle communément de clichés réalisés au « Potter » (à qui l'on oppose les clichés réalisés en « direct ») (figure 2.59). L'usage d'une grille antidiffusante peut aussi se faire en dehors du « Potter » (en direct) ; on parle alors de grille fixe transportable. Cette grille, intégrée ou non dans une cassette, a l'avantage d'être transportable pour réaliser des incidences plus ou moins complexes, en direct, au lit du patient (clichés de hanche, de colonne, abdomen sans préparation ou ASP au lit/brancard, etc.). Afin d'être peu visible sur le cliché, cette grille est composée de lames très fines. Sélectivité et contraste Une grille laisse passer : – un pourcentage S de rayonnement diffusé (dont l'angulation est inférieure à l'angle limite) ; – un pourcentage T de rayonnement utile. La sélectivité correspond au rapport T/S. Plus la sélectivité est élevée, plus la grille est efficace, le rapport « contraste avec grille »/« contraste sans grille » est alors amélioré.

Règles d'utilisation et choix de grille Respect de la distance focale et du plan de grille Plusieurs règles sont à appliquer pour une utilisation optimale de la grille (figure 2.60) : – le sens de la grille est à respecter. En effet, si on inverse le sens de la grille, les rayons latéraux seront totalement absorbés par les lames. Pour cela, le côté du tube est indiqué sur la grille ;

– il faut respecter à plus ou moins 15 % près la distance de focalisation de la grille. Les conséquences d'une défocalisation se manifestent au niveau des limites latérales de la grille. En effet, lorsqu'on réalise un cliché du thorax à 1,50 m sur une installation munie d'une grille focalisée à 1,10 m, on observe que l'image finale est moins exposée (plus « claire ») sur les côtés ; – il faut respecter le plan de grille, c'est-à-dire éviter les angulations excessives. Lorsque le rayon directeur n'est pas perpendiculaire et centré par rapport au détecteur, les lames qui constituent la grille apparaissent plus épaisses et les espaces entre les lames plus faibles. La perte de rayonnement transmis par la grille est, dans ce cas, d'autant plus élevée que le rapport de grille est important. Certains fabriquants proposent des grilles à focale ajustable. Le principe repose sur une grille de départ à focale élevée capable de supporter des contraintes mécaniques latérales venant la courber et ainsi rapprocher le point focal. Plus récemment, des constructeurs ont annoncé une grille «  virtuelle  » ou «  numérique  » utilisant des algorithmes capables de modéliser puis d'extraire la part de rayonnement diffusé de l'image finale. Cet outil permet ainsi de s'affranchir d'une augmentation de constante (facteur Bucky). Cette solution élégante est encore peu développée en 2016 et reste en phase de validation. Choix de grille Le choix d'une grille antidiffusante est propre à chaque appareil et à chaque installation radiologique. Une connaissance des habitudes de travail et du type d'activité permet de conforter et d'orienter ce choix (tableau 2.2).

Focale de grille Distance focale de grille

Distance focale de grille

Focale de grille

Potter Grille Détecteur

Grille transparente sur le cliché

Grille visible sur le cliché

Détecteur

Figure 2.59  Utilisation du système de Potter pour rendre la grille transparente sur le cliché final.

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Grille

Foyer

Grille

Grille Détecteur

Détecteur

Cliché

Foyer = Focale de grille

Focale de grille Distance focale de grille

Distance focale de grille

Foyer = Focale de grille

Sens de grille non respecté

Cliché

Plan de grille non respecté Focale de grille Foyer

Distance focale de grille

Focale de grille non respectée

Distance focale de grille

Utilisation optimale de la grille

Grille Détecteur

Détecteur

Cliché

Cliché

Figure 2.60  Règles d'utilisation d'une grille antidiffusante.

Tableau 2.2  Choix de grille. Potter ou fixe

Distance focale

Rapport de grille

Commentaires

Cliché au lit du patient

Fixe

Infinie

R = 5

Confort d'utilisation vis-à-vis du respect de la focale et du plan de grille

Radiologie osseuse

Potter

1,10 m

R = 7 à 8

Meilleur compromis sauf pour les téléradios

Radiologie pulmonaire

Potter

1,50 m

R = 10 à 12

Compromis idéal pour une installation dédiée

Radiologie digestive et vasculaire

Potter

1,10 m

R = 8 à 10

Les lames sont plus denses

5.4. Dispositifs et moyens de compression La compression des parties molles est une solution efficace pour réduire le diffusé et donc améliorer le contraste et la définition de l'image. En effet, une compression efficace conduit à diminuer l'épaisseur que doit traverser le faisceau X et limite ainsi les probabilités d'interaction Compton. Différents moyens de compression existent : – une sangle pouvant être associée à un « ballon » compresseur : cette méthode est utilisée pour diminuer l'épaisseur du ventre du patient ; exemple : compression abdominale pour un cliché de colonne lombaire de face ; – le ventre du patient peut aussi être comprimé contre le Potter par le sujet lui-même lors des incidences postéroantérieures en position debout (ex. : incidence de De Sèze) ; – une « louche » de compression intégrée à une table télécommandée : ce système commandé par l'utilisateur permet une compression locale de haute qualité ; cette technique est intéressante pour améliorer la visualisation d'un pourtour rénal, d'une articulation de hanche de face… (figure 2.61) ; – le système de compression embarqué des mammographes.

Dans tous les cas, la mise en place d'une compression doit être non douloureuse et supportée par le patient (absence de contre-indications : opération récente, plaies…).

5.5. Filtres compensatoires Pour homogénéiser les contrastes d'une région anatomique présentant de forts écarts de densité ou d'épaisseurs, c'est-à-dire éviter les sur- et sous-expositions, des filtres compensatoires peuvent êtres utilisés. Ces derniers prennent place soit à la sortie du tube, soit au contact du patient (figure 2.62). Important  : ne pas confondre filtration compensatoire et filtration additionnelle. Cette dernière située au niveau de la fenêtre de sortie sert uniquement à « durcir » le faisceau X.

Filtres compensatoires à la sortie du tube Les filtres compensatoires à la sortie du tube permettent de compenser les différences d'épaisseur et de densité de la région explorée. Ils sont composés d'un alliage métallique radiotransparent (souvent en aluminium) et ont des formes et des épaisseurs adaptées à la région anatomique explorée. La

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Figure 2.61  Efficacité de la compression pour réduire le flou de diffusé. Hanche gauche de profil sans compression (A), avec compression « louche » (B).

Filtration complémentaire au contact du patient (silicone)

Filtration complémentaire à la sortie du tube (aluminium)

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Figure 2.62  Filtres complémentaires pouvant être placés à la sortie du tube et au contact du patient.

partie la plus épaisse de ces filtres doit être située en face de la région la moins épaisse ou la moins dense de la structure explorée. On retrouve deux formes principales de filtres : les filtres triangulaires (rachis, téléradios…) et les filtres clés (épaule, crâne…). Ces derniers peuvent aussi être intégrés dans un cône localisateur. Pour homogénéiser les contrastes d'une colonne dorsale de face, on utilise un filtre de profil triangulaire dont la partie la plus épaisse est dirigée vers le haut. Dans la réalisation d'une télémétrie des membres inférieurs, on utilise un filtre de profil triangulaire dont la partie la plus épaisse est dirigée vers le bas. Pour éviter tout risque de surexposition de la loge sous-acromiale (siège de calcifications), on utilise un filtre clé.

Filtres compensatoires au contact du patient Ces filtres compensatoires jouent le même rôle que ceux décrits plus haut, mais se placent directement au contact du patient. Ils s'adaptent particulièrement aux clichés localisés des membres supérieurs et inférieurs. Ces filtres sont souples, en silicone, et possèdent des formes particulières. Parmi ces filtres on trouve : – les filtres « boomerang  »  : épaule, rotule calcanéum… (figure 2.63) ; – les filtres plans inclinés : main, pied ; – les filtres angiographiques : membre inférieur. Il existe aussi une autre alternative, plus économique, qui consiste à remplir des sacs de farine, que l'on adapte (modelage) à la forme de la région explorée. 85

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Figure 2.63  Épaule gauche de face : sans filtre (A), avec filtre boomerang (B).

6. Réglages et contrôle de l'exposition 6.1. Aspects généraux Un réglage réfléchi des paramètres d'exposition (=  constantes) est nécessaire pour obtenir un cliché dont les critères « photographiques » (contraste, S/B) et le niveau de dose (ALARA) répondent aux exigences diagnostiques. Parmi ces réglages, on retrouve la tension accélératrice, le milliampérage du courant-tube et le temps d'exposition (= temps de pose). Dans tous les cas, ces réglages ne doivent pas atteindre les limites de puissance du tube afin de le préserver. Pour gagner en précision En pratique, on exploite rarement un tube à sa puissance maximale (100  %), afin de préserver et d'améliorer sa longévité. L'utilisateur peut ainsi choisir un seuil puissance de travail (100 %, 90 %, 80 %, 70 %, 60 %…). Un seuil de 80 % permet d'atteindre, dans la plupart des cas, des temps d'expositions suffisamment courts tout en préservant la longévité du tube.

La différence de potentiel, ou tension d'accélération (en kV) des électrons, influence l'énergie des photons X et donc leur pouvoir de pénétration. D'un point de vue photographique, la tension (U) influence principalement le contraste de l'image (figure 2.64) : – quand U augmente, le contraste diminue ; – quand U diminue, le contraste augmente. Cependant, la tension d'accélération influence aussi la dose délivrée donc le rapport signal sur bruit (S/B), car elle conditionne le débit de photons. Pour un temps de pose (ms) et une intensité courant-tube (mA) donnés, augmenter la tension revient à augmenter le flux photonique et donc l'irradiation. En pratique, on se sert principalement de la tension pour gérer le contraste de l'image ; ainsi, pour une tension donnée, la dose sera adaptée par un choix judicieux de l'intensité (mA) et du temps d'exposition (ms), en fonction des performances du système de détection (sensibilité, efficacité de détection quantique ou EDQ). mA, ms

kV Augmentation de la tension

Augmentation de l'intensité de chauffage et/ou du temps de pose

Diminution du contratse

Augmentation de la dose

Augmentation du noircissement (film analogique)

Augmentation de la dose

Figure 2.64  Influence de la tension et de la charge sur le contraste et sur la dose délivrée.

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L'intensité courant-tube (en mA) exprime la quantité d'électrons accélérés. Cette valeur est proportionnelle à la quantité de rayons  X produits. Ce paramètre impacte ainsi la dose délivrée et par conséquent le S/B (figure 2.64). Le temps de pose ou temps d'exposition (en ms)  : pour une intensité de chauffage donnée (en mA), la dose délivrée (et donc le S/B) sera proportionnelle au temps de pose programmé.

des doses recommandées par le consensus ALARA. Contrairement au film analogique qui noircissait, la technologie numérique n'est pas sensible à la surexposition. Actuellement, des indicateurs de doses existent (voir plus loin Calcul de dose et niveaux de références diagnostiques) et permettent aux utilisateurs d'évaluer et surtout d'optimiser leurs pratiques en direction d'une optimisation du dépôt de dose.

6.2. Réglage manuel

6.3. Réglage avec cellule

Attention : nous considérons dans cette partie tous les réglages qui ne font pas appel à l'utilisation de posemètres automatiques.

Les réglages manuels évoqués dans le paragraphe précédent sont très utilisés pour les radiographies des extrémités du corps humain, où la variation d'épaisseur d'un patient à un autre n'est pas si changeante. En revanche, le choix manuel des constantes devient plus complexe lorsqu'on souhaite étudier les parties plus épaisses d'un patient (ex. : région thoraco-abdomino-pelvienne). En effet, dans ces régions anatomiques, les variations d'épaisseur d'un patient à un autre sont relativement importantes, ce qui rend plus difficile la gestion manuelle de l'exposition. Généralement, les clichés de ses régions anatomiques se réalisent avec une grille antidiffusante située dans le Potter. Les systèmes actuels intègrent directement dans le Potter, entre la grille et le détecteur, des systèmes de mesure permettant de stopper l'irradiation quand un nombre suffisant de photons X a atteint le détecteur. Ces systèmes de mesure, connus sous les noms de « posemètres » ou « cellules », garantissent un dépôt de dose adapté aux performances du détecteur (sensibilité, EDQ) permettant d'une part d'atteindre un S/B suffisant et d'autre part de respecter le consensus ALARA d'optimisation de dose.

Technique à trois points (réglage libre) La première technique de réglage des constantes consiste à choisir séparément les valeurs de tension (kV), d'intensité courant-tube (mA) et de temps de pose (ms). On parle aussi de réglage libre. Cette méthode satisfait les utilisateurs expérimentés, mais s'avère difficile pour les débutants. Par ailleurs, la puissance du tube n'est pas utilisée au mieux, ce qui n'optimise pas la durée des expositions (temps de pose). Les difficultés que rencontrent les utilisateurs à garantir un S/B efficient (= en respect du principe ALARA) avec des temps de pose les plus courts possibles font que cette méthode est de moins en moins utilisée actuellement. Technique à deux points (automatisme du premier degré) La technique du réglage manuel à deux points, aussi appelée « automatisme du premier degré », permet de réunir en un seul paramètre l'intensité courant-tube (mA) et le temps de pose (ms). Ce paramètre appelé « charge » s'exprime en milliampères. seconde (mA.s) et résulte du produit entre l'intensité de chauffage et le temps de pose. L'utilisateur ne règle alors que la tension (kV) et la charge (mA.s). L'intensité et le temps de pose sont ainsi calculés automatiquement par le générateur en fonction de la valeur de la charge et de la tension souhaitée, de manière à utiliser au mieux la puissance du tube et à obtenir les temps de pose les plus courts possibles (figure 2.65). En technologie numérique, le réglage des mAs doit être adapté aux performances (sensibilité, EQD) du système de détection de manière à observer un rapport S/B satisfaisant et un dépôt de dose adapté afin de respecter la démarche d'optimisation

Principe et fonction d'un posemètre (cellule) On peut attribuer au posemètre trois fonctions principales (figure 2.66) : – détecter la quantité de rayons X ayant traversé le patient et frappant le système de détection (film, ERLM, capteur plan…) en établissant une tension électrique proportionnelle à la quantité de rayons X détectée ; – intégrer (faire la moyenne) et comparer à une valeur de référence (tension) la quantité d'électricité accumulée (moyenne des tensions des différents posemètres utilisés). La valeur de référence est initialement calibrée en fonction

kV

Automatisme du 1er degré (kV et mAs) mA

mA

Réglage libre (kV, mA et ms)

Lim it du t e de pu ube issa nc

kV

Lim it du t e de pu ube issa nc

e

e

mA mA

mAs utilisation non-optimale de la puissance du tube

ms

temps

ms

temps

Figure 2.65  Comparaison entre une technique à réglage libre et un automatisme du premier degré.

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IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 2

Radiologie de projection

Rayons X

ETABLIR LA TENSION DE REFERENCE

Tension de référence

AJUSTER

Tension mesurée

COMPARER

Tension mesurée

INTEGRER (MOYENNE) ET MESURER Tube RX

Tension de référence

STOP

GENERATEUR HAUTE TENSION

Grille Cellule Système antidiffusante de détection

Figure 2.66  Chaîne de fonctionnement d'un système de posemètres automatiques.

de paramètres figés, tels que : la sensibilité du système de détection, l'efficacité de détection quantique, la qualité du transfert du signal… ; l'opérateur peut néanmoins modifier la valeur de cette tension de référence (seuil de la cellule) en fonction de la corpulence du patient ; – stopper le fonctionnement du générateur quand la tension de référence est atteinte =  irradiation et S/B optimisés. Ce système permet ainsi en théorie d'optimiser l'exposition du détecteur et ainsi l'irradiation du patient. Néanmoins, afin de garantir son efficacité, une calibration des cellules, adaptée au type de détecteur, est nécessaire et doit faire l'objet de contrôles réguliers. En pratique, cela explique que tout changement de modèles de détecteurs impose une calibration des cellules.

Caractéristiques technologiques des posemètres La conception technologique des posemètres actuels utilise le principe d'une chambre à ionisation. Une chambre de mesure est constituée d'une cavité isolante contenant un gaz. L'interaction des rayons X avec ce dernier provoque des ionisations et induit l'apparition d'un courant électrique allant charger un condensateur et dont la tension sera comparée à celle de référence (figure 2.67). Pour en savoir plus Les anciens posemètres à luminescence étaient visibles en basse tension, ce qui nécessitait de les placer derrière le système de détection, rendant ainsi leur mesure peu précise.

Ce choix technologique rend les posemètres radiotransparents, ce qui permet de les placer entre la grille antidiffusante et le détecteur. Les chambres de mesure sont au nombre de trois (une cellule centrale et deux latérales) et possèdent chacune une surface efficace de 10  ×  10  cm2. L'utilisateur peut choisir

Rayon X

Gaz Gaz +

ionisation

e-

e-

Gaz +

eGaz + Gaz +

e-

Courant d'ionisation

+

-

Figure  2.67 Principe technologique d'un posemètre =  chambre d'ionisation.

quelle(s) cellule(s) il souhaite utiliser, en fonction de l'incidence à réaliser.

Technique à deux points (automatisme du deuxième degré) Dans cette technique, l'utilisateur emploie un ou plusieurs posemètres automatiques et ne programme plus que la tension et l'intensité de chauffage. Les posemètres détermineront ainsi automatiquement le temps de pose optimisant ainsi l'exposition du détecteur. L'inconvénient de ce procédé réside dans le choix de l'intensité courant-tube (mA) par l'opérateur (figure 2.68). En effet, ce choix peut indirectement influencer la durée d'exposition : – une programmation trop importante de l'intensité (mA) peut aboutir à un arrêt prématuré de l'exposition lorsque

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Chapitre 2

Lim it du t e de pu ube issa nc

e

kV mA

mAs ?

temps

s?

mA

Choix trop important de mA => arrêt prématuré de l'exposition => sous exposition

mA

kV

temps

mA

mA

Automatisme du 2e degré (kV et mA)

Mauvaise exploitation de la puissance du tube RX

Radiologie de projection

Choix trop faible de mA => durée d'exposition longue => risque de flou cinétique

kV mA temps

Figure 2.68  Utilisation d'un posemètre et automatisme du deuxième degré.

Automatisme du 3e degré (kV) "Principe de la charge décroissante"

mA

mA

Automatisme du 2e degré (kV et mA)

charge décroissante

Lim it du t e de pu ube issa nc

e

kV mA

mAs ?

s?

temps

Lim it du t e de pu ube issa nce

mA1 mA2 mA3 mA4

kV mAs

ms

temps

Figure 2.69  Utilisation d'un posemètre et automatisme du troisième degré = principe de la charge décroissante.

la puissance maximale du tube est atteinte ; le cliché risque alors d'être sous-exposé ; – au contraire, une programmation trop basse de l'intensité (mA) rallonge le temps de pose, au risque de laisser apparaître du flou cinétique ; le tube n'est alors pas utilisé à sa puissance maximale ; en pratique, le choix d'un long temps de pose peut, pour certaines incidences, être judicieux pour effacer certaines structures ; ex. : un cliché de colonne thoracique de profil sans apnée entraîne un flou cinétique, donc l'effacement des côtes.

Technique à un point (automatisme du troisième degré) Ce dernier automatisme sert à optimiser l'utilisation des posemètres de manière à ce que le tube soit (quasiment) exploité à sa puissance maximale. Cela permet des expositions automatisées avec des temps de pose les plus courts possibles. Avec cette méthode, l'opérateur ne règle plus que la valeur de la tension (contraste), le posemètre gère à lui seul la dose délivrée. Pour atteindre ces performances, on utilise le principe de la « charge décroissante »  : l'exposition démarre avec une intensité élevée, qui décroît au cours du temps de manière à « frôler  » les valeurs limites de puissance du tube (figure 2.69).

Cette méthode est actuellement utilisée quasi systématiquement lorsqu'on travaille « avec cellules ».

Utilisation pratique d'un posemètre Le schéma suivant présente quelques cas d'utilisations correctes et incorrectes de cellules (figure 2.70).

6.4. Bilan pratique En pratique, le choix du mode d'exposition est relativement simple. Il suffit de distinguer les incidences qui demandent l'utilisation d'une grille antidiffusante de celles réalisées en direct. Lorsqu'on travaille en direct, l'automatisme du premier degré est privilégié : l'opérateur règle la tension (kV = gestion du contraste) et la charge (mAs = gestion de l'exposition). Lorsqu'on travaille au Potter mural ou à la table, on privilégie l'utilisation de l'automatisme du troisième degré : l'opérateur ne règle que la tension (kV = contraste), l'exposition est automatiquement gérée par le posemètre. Dans tous les cas, le réglage de la charge (mAs) et le seuillage des cellules dépendent des performances du système de détection utilisé. « Un capteur plan demande une exposition plus faible qu'un capteur de type ERLM », ce qui nécessite une calibration différente des posemètres.

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Radiologie de projection

Exemples d'utilisations correctes

SOLUTION PROBLEME

Exemples d'utilisations incorrectes

Etude pulmonaire : Mauvais choix de cellule

Lombaire de face : Mauvais choix de cellules

Epaule de face : Utilisation difficile

Cervicale de profil : Mauvais centrage du patient

Utilisation de la cellule centrale

Choix manuel des constantes

Repositionnement du patient

Utilisation des cellules latérales

Figure 2.70  Exemples d'utilisations (correctes et incorrectes) d'un posemètre.

7. Systèmes de détection de l'image  radiante 7.1. Critères de qualité des détecteurs Sensibilité de détection La sensibilité de détection correspond à la plus faible intensité (rayons X) détectable par le capteur. Le seuil de détection est atteint lorsque le niveau de bruit est atteint.

Courbe de réponse La courbe de réponse étudie l'amplitude des signaux fournis par le détecteur en fonction d'une exposition croissante de rayons X. Cette courbe de réponse est globalement d'allure linéaire (figure  2.71A) pour les capteurs numériques (actuel), et d'allure sigmoïde (figure 2.71B) pour un couple écran-film (ancien). Une courbe de réponse possède un seuil maximal dit de « saturation » au-delà duquel les expositions supérieures ne seront pas distinguées.

Figure 2.71  Courbe de réponses, seuils, et latitude d'exposition. Détecteur de type couple écran-film (A), détecteur ERLM (B).

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Radiologie de projection

Latitude d'exposition ou dynamique de mesure La latitude d'exposition correspond au rapport entre l'intensité X maximale (saturation) et l'intensité X minimale détectée (niveau du bruit) (figure 2.71). Temps mort Le temps mort correspond à la durée minimale pouvant séparer deux expositions successives. Ce temps mort est nécessaire pour que le détecteur puisse « lire » intégralement les informations captées lors d'une exposition. On parle aussi de temps de latence. Fonction transfert de modulation La fonction transfert de modulation ou FTM (modulation transfer function ou MTF) représente la capacité d'un détecteur à produire un contraste pour différentes valeurs de fréquences spatiales (pl/mm). Elle permet ainsi d'évaluer la résolution spatiale du détecteur ; on considère que la fréquence caractérisant la résolution spatiale d'un détecteur est celle correspondant à un contraste de 10 % (FTM10) (figure  2.72A). En technologie numérique, la fréquence limite de la FTM (=  fréquence de coupure) dépend de la fréquence spatiale d'échantillonnage spatial du capteur. Efficacité de détection quantique (EDQ) La FTM n'est pas un paramètre tenant compte de la dose utilisée pour obtenir l'image. L'EDQ représente un indicateur plus global liant les performances de résolution spatiale à la dose utilisée pour atteindre ces performances. Elle peut se calculer et correspond au rapport de (S/B)2 entre l'entrée et la sortie du capteur en fonction de la fréquence spatiale  : EDQ(f). Elle peut ainsi être représentée sous forme d'une courbe caractéristique du détecteur. En général on retient la valeur d'EDQ à l'origine – EDQ(0) – pour caractériser un détecteur (figure 2.72B). L'EDQ dépend en partie de la dose incidente et du bruit de détection, elle permet de traduire les performances globales d'un détecteur, ainsi l'EDQ permet de lier les performances de résolution spatiale à la dose utilisée. EDQ ( f ) = ( S / B ) image finale / ( S / B ) image radiante 2

2

7.2. Détecteurs utilisés en radiologie Parmi les détecteurs utilisés en radiologie, il faut faire la différence entre : – les détecteurs permettant de travailler en mode statique et ceux permettant de réaliser des études dynamiques ; – les technologies numériques et les technologies analogiques. Le tableau 2.3 classe les détecteurs en fonction de leur technologie et de leur utilisation. Tableau  2.3  Classification des détecteurs en fonction de leur technologie et du type d'utilisation. Type de détecteur

Analogique/ numérique

Statique/ dynamique

Couple écran-film (ancien)

Analogique

Statique

Amplificateur de brillance + capteur CCD

Numérique

Statique (− −) et dynamique (+++)

Plaques ERLM

Numérique

Statique

Capteurs plans

Numérique

Statique et dynamique

7.3. Principes technologiques des différents systèmes de détection Couple écran-film (CEF) Note

Les auteurs ont volontairement décidé de maintenir une partie consacrée à la technologie du couple écran-film afin d'informer le « lecteur jeune » du passé. Cette technologie analogique de détection ancienne a guidé quasiment un siècle de radiologie. Aujourd'hui, elle disparaît au profit des détecteurs numériques.

L'association d'un écran renforçateur et d'un film sensible date du début du xxe siècle. En effet, l'ajout d'un écran a permis de renforcer la sensibilité du système, par rapport à l'utilisation isolée d'un film radiologique, afin de réduire la dose délivrée au patient ainsi que les temps d'exposition. Dans une configuration écran-film, le film n'est plus marqué directement par les rayons X, mais par des photons de

Figure 2.72  Comparaison des FTM (A) et EDQ (B) entre un détecteur ERLM et un capteur plan (a-Si).

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Radiologie de projection

fluorescence produits lors de l'interaction du faisceau  X avec un écran renforçateur (figure  2.73). L'ensemble du couple est contenu dans une cassette en plastique radiotransparent qui sert à : – protéger le couple de la lumière ; – protéger le couple de toute manipulation ou de chocs directs ; – solidariser l'ensemble. On distingue deux types de configuration : monocouche et bicouche (tableau 2.4). Remarque : dans les configurations bicouches, l'écran renforçateur postérieur est plus épais que l'écran antérieur, afin de compenser l'atténuation des rayons  X par les strates antérieures de la cassette. Caractéristiques des écrans renforçateurs Ces écrans sont composés de trois parties : – un support (carton +  polyester) semi-rigide et imperméable ; – une couche sensible contenant des sels fluorescents convertissant les rayons  X en photons lumineux ; ils doivent être le plus absorbants possibles et bénéficier d'un rendement élevé. Les écrans actuels sont composés

(depuis les années 1970) de terres rares (lanthanides) qui représentent le meilleur compromis de détection ; ces derniers émettent de la lumière « verte » et possèdent un pic d'absorption adapté aux énergies X utilisées en radiologie (rendement de 18 %) ; – une couche protectrice transparente et imperméable. Pour en savoir plus Jusqu'en 1972, les écrans étaient composés de tungstate de cadmium dont le rendement ne dépassait pas 5 %.

Il est possible de classer ces écrans en trois catégories (tableau 2.5) en fonction de leur épaisseur et de la taille des cristaux les constituant. Plus les cristaux et les écrans sont épais, plus grande est leur sensibilité mais moindre est leur résolution spatiale (flou d'écran). Dans tous les cas, le choix d'un écran résulte d'un compromis entre résolution spatiale et sensibilité. Constitution et caractéristiques des films Les films utilisés en radiologie doivent être sensibles aux rayons  X ainsi qu'aux photons lumineux issus des écrans renforçateurs.

Tableau 2.4  Configurations monocouche et bicouche. Type de configuration

Constitution

Utilisation

Résolution spatiale

Sensibilité

Monocouche

1 écran + film simple émulsion

Extrémités osseuses mammographie

+++

−−−

Bicouche

2 écrans + film double émulsion

Reste des explorations

++

++

Couple écran-film en configuration monocouche

Support Couche fluorescente Film monocouche

Cassette

Protection Emulsion

Ecran antérieur

Support

Couple écran-film en configuration bicouche

Support Couche fluorescente Film bicouche

Ecran antérieur

Couche fluorescente Support

Ecran postérieur

Cassette

Protection Emulsion Support

Figure 2.73  Configurations monocouche et bicouche d'un couple écran-film.

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Emulsion Protection

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Chapitre 2

Radiologie de projection

Tableau 2.5  Caractéristiques des écrans renforçateurs. Types d'écrans

Résolution Épaisseur Sensibilité spatiale

Écrans lents

«  Fine » (95 μ)

Écrans rapides

«  Épaisse » + (210 μ)

Écrans Variable dégressifs

+++

Variable

ainsi pas directement observable, il sera nécessaire, dans un second temps, de révéler cette image latente par un traitement chimique.

Intérêt

−−−

Extrémités

+++

Autres régions (abdomen…)

Variable

Régions d'épaisseur et de densité variable (télémétries, colonne…)

De quels éléments sont constitués les films ? Les films se décomposent en trois éléments : – un support en polyester : solide, peu dense, hydrofuge et peu sensible aux variations de température ; – une ou deux émulsions (suivant la configuration monoou double couche) sensibles aux photons lumineux et qui comprend : – des cristaux de bromure d'argent (AgBr) à 95 %, – une gélatine qui lie les cristaux, – un sensibilisateur chromatique ne rendant le film sensible qu'à une partie du spectre lumineux, – un stérilisant (contre la moisissure), un tannant (évite le « gonflement » au contact de l'eau) ; – une couche protectrice recouvrant l'émulsion  : perméable pour laisser passer les traitements chimiques, lisse permettant un bon contact avec l'écran, résistante pour protéger le film contre les rayures. Remarque : en configuration bicouche, les films disposent de deux émulsions situées de part et d'autre du support. Sensibilité chromatique et lumière inactinique Pour être parfaitement adaptés aux écrans actuels (terres rares), les films utilisés sont particulièrement sensibles à la lumière verte, on parle de films orthochromatiques. Cette sensibilité lumineuse permet, lors d'un développement en chambre noire, d'éclairer la pièce avec une lumière « rouge » qui n'affecte pas le film, on parle de lumière inactinique. Impression photographique du film ou image latente Sous l'effet des photons lumineux, les cristaux de bromure d'argent qui constituent l'émulsion vont se dissocier en ions argent (Ag+) et brome (Br−) : AgBr + photon Þ Ag + + Br  Cette dissociation ionique forme ce qu'on appelle l'image latente. L'impression du film par les photons lumineux n'est

Courbe de réponse ou de sensitométrie d'un film La courbe de sensitométrie étudie les densités optiques fournies par le film en fonction d'une exposition croissante de rayons  X ; elle sert à préciser l'action quantitative des rayons X sur le couple écran-film. Pour tracer cette courbe, on soumet une partie du film à une intensité lumineuse croissante à l'aide d'un appareil : le sensitomètre. Puis, après développement, on mesure les opacités (O) croissantes point par point à l'aide d'un densitomètre. Ces opacités permettront d'en déduire les valeurs de densité optique (DO). Pour gagner en précision L'opacité décrit l'aptitude qu'a un film (développé) à arrêter la lumière. Pour l'estimer, on soumet le film à une intensité lumineuse incidente et on mesure l'intensité lumineuse transmise (rôle du densitomètre). L'opacité est alors égale au rapport entre l'intensité incidente (I0) sur l'intensité transmise (It). La densité optique (DO) est, quant à elle, représentée par le logarithme décimal de l'opacité. O = I0/It et DO = log10 (I0/It)

L'allure de cette courbe de sensitométrie est de forme sigmoïde, ce qui signifie que la partie utile du film (zone de proportionnalité ou latitude d'exposition) est relativement limitée. En fonction de la pente et de l'étendue de la zone de proportionnalité, on distingue deux grandes familles de films  : les films « bas contraste  » et « haut contraste  » (figure 2.74). Les films haut contraste possèdent une latitude d'exposition très réduite, qui permet de distinguer en contraste les structures ayant des densités voisines (tissus mous ⇒ radiologie digestive). L'inconvénient de ces films est leur difficulté d'utilisation car ils sont très sensibles aux faibles variations d'exposition. Les films bas contraste possèdent une latitude d'exposition plus étendue qui procure plus de « souplesse » dans la programmation des constantes. Ils sont utilisés pour étudier les structures ayant déjà un contraste naturel élevé (tissus osseux ⇒ radiologie osseuse). Caractéristiques qualitatives du couple écran-film Le tableau 2.6 regroupe les principales données techniques de détection des couples écran-film (données des constructeurs).

Tableau 2.6  Caractéristiques des couples écran-film. Résolution spatiale

Sensibilité

Dynamique de mesure

EQD (0)

Monocouche

10 à 16 pl/mm

1 à 5 uGy

100

20 %

Bicouche

4 à 10 pl/mm

5 à 10 uGy

100

30 %

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Radiologie de projection

Rappels : après avoir été exposé aux rayons X, le film radiologique transporte une image latente sous forme de dissociation ionique (AG+ ; Br−) des cristaux de bromure d'argent (AgBr). Pour mettre en évidence cette image latente, le film doit subir plusieurs étapes. Toutes ces étapes se passent dans le noir total (ou sous éclairage inactinique). Première étape : révélation de l'image Après être sorti de la cassette, le film est plongé dans un premier bain chimique : le révélateur. Le révélateur est une solution basique (pH = 10,6 à 10,9) pouvant être considérée comme un « réservoir d'électrons » qui réduit les ions Ag+ en atome Ag. L'argent pur va ainsi noircir les parties du film ayant été frappées par les rayons X. Deuxième étape : fixation de l'image Le film noirci passe dans un deuxième bain : le fixateur. Ce produit dissout les cristaux (AgBr) non excités et arrête la réaction de réduction. Cette opération consiste à rendre transparentes les parties du film non imprimées par les rayons X. Le fixateur est une solution acide (pH = 4) qui contient un oxydant. Dernière étape : rinçage et séchage du film Après un passage dans les bains chimiques, le film est trempé dans une cuve d'eau afin d'être rincé de toute substance chimique. Le film encore humide est ensuite amené vers un dispositif de séchage (ventilation à 45 °C ou passage entre deux lampes infrarouges) afin de sortir sec de la développeuse.

Contraste photographique

Amplificateur de brillance (= intensificateur d'image radiologique, amplificateur de luminance) En 2016, l'amplificateur de brillance reste encore le système de détection de l'image radiologique dynamique (digestif, vasculaire, cardiaque, etc.) le plus déployé au monde. Sa disparition est néanmoins annoncée par l'arrivée progressive des capteurs plans dynamiques. En 1953, l'amplificateur de brillance remplace avec succès la radioscopie directe considérée comme trop irradiante pour le patient et surtout pour l'opérateur qui était constamment situé dans le faisceau direct. Il est ainsi possible pour la première fois d'enregistrer et de stocker une procédure radiologique dynamique sur un support vidéo.

A : Film bas contraste DO Solarisation

Zone "utile" Pour un même palier d'expostion

Le rôle de l'amplificateur de brillance est de transformer et d'intensifier l'image latente du faisceau X émergeant en une image lumineuse inversée de taille très réduite (2  à 3  cm). Cette dernière doit alors être analysée par un détecteur secondaire qui la transforme en signal vidéo pouvant être soit : – directement transmis sur un écran ; – numérisé, stocké dans une unité centrale, puis affiché sur un écran de visualisation. Le premier système de détection secondaire utilisé était un tube analyseur (caméra vidéo), qui depuis les années 1990 a été progressivement remplacé par un capteur CCD. Principe technique de l'amplificateur de brillance L'amplificateur est composé d'autant d'éléments technologiques qu'il y a d'étapes nécessaires à la transformation de l'information X en image lumineuse de forte intensité (figure 2.75). Les rayons X vont d'abord interagir avec un écran primaire, composé : – d'une fenêtre d'entrée (1 mm d'aluminium ou 0,25 mm de titane) radiotransparente et résistante aux pressions du vide poussé de l'amplificateur ; – d'un écran luminescent constitué d'une couche de cristaux d'iodure de césium – CsI (Na) – qui assure une conversion (proportionnelle) des rayons X en photons lumineux (effet photoélectrique) ; l'architecture de cet écran est dite en « aiguille » afin de focaliser la lumière en limitant le flou lié à la diffusion photonique au sein de la couche fluorescente, source d'amélioration de la résolution spatiale ; – d'une photocathode qui assure une conversion (proportionnelle) de la lumière en électrons. L'opération suivante s'effectue dans un tube où règne un vide poussé : les électrons créés par l'écran primaire y sont accélérés (ddp de 10 à 30 kV) et focalisés, par un système de lentilles électrostatiques, vers un écran secondaire. Le système de focalisation électrostatique est composé de trois bobines circulaires permettant de créer (généralement) trois focales différentes qui serviront à sélectionner l'ouverture du champ d'étude. Contraste photographique

Pour se souvenir  : principe du développement d'un film radiologique

B : Film haut contraste DO Solarisation

Exposition Zone "utile"

Exposition

, le film B propose un meilleur contratse photographique que le film A

Figure 2.74  Courbes de réponses sensitométriques d'un CEF à bas et haut contraste.

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Radiologie de projection

Photocathode Ecran luminescent

Lentilles électrostatiques

Fenêtre d'entrée

RX eà

vid

e

12 cm

24 cm

36 cm

Focale

Photons lumineux

Tub

RX

Ecran primaire

Focalisation et accélération des électrons

Ecran secondaire

Figure 2.75  Principe technologique d'un amplificateur de brillance.

Les électrons focalisés et accélérés vont ensuite venir frapper un écran secondaire (cristaux de sulfure de zinc et de cadmium activés à l'argent), qui les transformera en photons lumineux. En avant de cet écran, on place une fine couche d'aluminium qui évite la rétrodiffusion de la lumière. Sur cet écran, se retrouve alors l'information  X sous forme lumineuse et très intense. L'image ainsi obtenue est inversée et de petite taille (environ 2,5 cm). L'ensemble du système est incorporé dans une gaine métallique qui assure le positionnement de l'optique électronique et un blindage contre les rayons X. Rôle et influence des différentes focalisations En modifiant les potentiels des lentilles électrostatiques, il est possible de focaliser les électrons en trois points différents. Dans tous les cas, la couverture de l'écran secondaire est complète ; en revanche, plus on éloigne la focale de l'écran secondaire, plus la zone d'étude de l'écran primaire est amputée. On aboutit ainsi à trois tailles de champs différentes dont les diamètres les plus courants sont de 12, 24 et 36 cm. Un champ de vue de petite taille fournit (par projection géométrique) une meilleure résolution spatiale mais augmente la dose à l'entrée du patient. Cela explique qu'il faut, en pratique, limiter l'utilisation des champs de petite taille. Principe technologique du système de détection secondaire : le capteur CCD Nous allons décrire succinctement le principe de fonctionnement des deux types de capteurs pouvant êtres placés à la suite de l'écran secondaire : le tube analyseur et le capteur CCD. Ces deux éléments ont pour objectif de transformer

l'information lumineuse de l'écran secondaire en signal vidéo (figure 2.76). Les tubes analyseurs ont été progressivement remplacés par des capteurs à couplage de charge (charge-coupled device ou CCD) qui sont plus solides, plus compacts et présentent de dimensions adaptées à celles de l'écran secondaire. Un capteur CCD (ou matrice CCD) est composé de cellules photosensibles qui vont convertir les photons lumineux de l'écran secondaire en charges électriques (figure 2.77). Chaque cellule est composée d'un substrat de silicium de type « P » et d'une électrode transparente chargée positivement, ces deux éléments étant séparés par une couche isolante. Lorsqu'un photon lumineux vient frapper le substrat de silicium, il y a, par effet photoélectrique, libération d'un électron et création d'un « trou » positif. L'électron est attiré par le pôle positif de l'électrode et le « trou » est repoussé vers le fond du substrat semi-conducteur. Les électrons s'accumulent sous l'électrode pour former une zone de déplétion ou puits. Le nombre d'électrons présents dans le puits est proportionnel à la quantité et à l'intensité des photons absorbés. Dans un second temps, on devra lire ces puits de charges (image latente) pour en extraire un signal vidéo. On va alors déplacer ces charges électriques une à une vers un registre de sortie qui les analysera pour en extraire un signal vidéo. Ce déplacement de charges est géré par une minuterie électronique qui fait varier les potentiels des électrodes de l'ensemble du capteur de manière séquentielle. Les charges sont ainsi attirées vers une cellule voisine (vide) ayant un potentiel « positif » plus élevé. (Pour que ce transfert de charges puisse débuter, il faut disposer d'une cellule vide à proximité du registre de sortie.)

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Chapitre 2

Radiologie de projection

Figure 2.76  Configuration technologique d'un capteur CCD.

Principe d'une cellule CCD = Conversion opto-électronique Photon lumineux issu de l'amplificateur de luminance +

+ -+ -

V+ V++

--- - - -- - -- -

Pôle positif (électrode transparente) Isolant

+-

+-

Substrat de Silicium de dopage P

Effet photoélectrique = libération d'électrons et génération de trous (+) => proportionnelle à l'énergie des photons incidents.

e

l llu Ce e d vi

V+++ V++

Principe du transfert de charges entre cellules dans un capteur CCD

-- - -- - -- -

+

-------------

+ + ++ ++ ++ ++ ++ +++

V++ Zone de déplétion ou "puits" à l'intérieur de la cellule => accumulation des électrons

--- - - -- - -- -

V+

SORTIE Signal vidéo

e

l llu Ce e d vi

Figure 2.77  Principe de conversion opto-électronique d'un capteur CCD et principe de transfert des charges.

Chaîne de fluoroscopie analogique et numérique Le signal vidéo issu d'un tube analyseur ou d'un capteur CCD peut être exploité de manière analogique ou numérique (figure 2.78). Exploitation analogique (ancien) Le signal vidéo module le canon à électrons d'un tube cathodique qui balaye l'écran  TV en restituant ainsi les images radiologiques. Celles-ci ont la possibilité d'être enregistrées et stockées sur une cassette VHS à l'aide d'un magnétoscope. Ce mode analogique a disparu de nos jours. Exploitation numérique Le signal vidéo est numérisé pour intégrer une mémoire informatique. Une fois stockées dans l'ordinateur, les don-

nées numériques pourront êtres exploitées de plusieurs façons : – visualisation sur un écran haute définition ; – stockage sur une mémoire centrale et exportation sur un réseau d'images ; – impression (si nécessaire) des images clés à l'aide d'un reprographe laser. Utilisation pratique et caractéristiques qualitatives En pratique, l'amplificateur de brillance peut être utilisé de plusieurs manières : – la fonction initiale et principale de cet appareil est de réaliser des études dynamiques (de 2 à 25 images/seconde) on parle aussi de mode « graphie dynamique », très utilisé en radiologie vasculaire ;

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Chapitre 2

Radiologie de projection

TV Magnétoscope ( = stockage)

MODE ANALOGIQUE

CAN

MODE NUMÉRIQUE

0111001000100

AMPLIFICATEUR DE LUMINANCE

CONSOLE DE VISUALISATION

UNITÉ CENTRALE (ORDINATEUR)

REPROGRAPHE LASER

SIGNAL VIDEO

RÉSEAU (PACS)

Tube analyseur ou Capteur CCD

Figure 2.78  Chaîne de fluoroscopie analogique (ancien) et numérique.

– il permet de réaliser une imagerie dynamique de repérage dont la cadence est volontairement faible ( 64). Les paramètres à programmer pour acquérir et reconstruire des images scanographiques sont nombreux mais de plus en plus « éloignés » du quotidien des utilisateurs. En effet, la mise en place systématique de protocoles prédéfinis, la facilité d'utilisation des consoles, la rapidité des acquisitions et la demande toujours plus importante d'examens font qu'en pratique courante l'utilisateur ne règle et ne modifie que très peu de paramètres. Il est cependant nécessaire, pour tout utilisateur de scanner  X, de posséder une connaissance a minima des différents paramètres accessibles et de leur impact potentiel sur le résultat final aussi bien au niveau de

la qualité des images reconstruites que du point de vue dosimétrique. Nous distinguerons dans ce qui suit les paramètres d'acquisition des paramètres de reconstructions (primaires et secondaires).

8.1. Paramètres d'acquisition Les paramètres d'acquisition concernent l'ensemble des réglages qui guident l'exposition du patient et la réception des données.

Tension La tension est un paramètre qui influence la pénétration du faisceau X dans le patient. Elle exprime aussi le débit de photons  X, ce qui influence directement la dose délivrée au patient et ainsi le S/B de l'image. La valeur de la tension doit ainsi être adaptée à l'épaisseur du corps examiné et au rapport S/B souhaité. Comme en radiologie conventionnelle, la valeur de la tension impacte également le contraste radiologique ; à titre d'exemple le contraste entre un vaisseau « injecté » et son environnement sera plus important pour les programmations de tensions faibles (80 kV). Pour des raisons de radioprotection, il est nécessaire de diminuer la tension dès que possible (enfants et personnes minces). Passer de 120 à 100 kVp réduit la dose délivrée d'environ 40 %. Millampérage (mA) et Charge totale (mA.s) La charge impacte également la quantité de rayons X émis pendant une acquisition (mA.s). Ce paramètre influence

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Chapitre  3 Scanner à rayons X

ainsi la dose délivrée au patient et le rapport  S/B. Contrairement à la tension, ce paramètre n'est quasiment plus réglé directement par l'utilisateur. L'utilisateur réglera principalement le milliampérage (mA) qui conditionne la quantité d'électrons disponible au niveau du filament. Tout comme la tension, le milliampérage impactera directement la dose délivrée au patient et donc le S/B. Actuellement, le milliampérage est souvent adapté automatiquement par l'appareil par des logiciels d'optimisation de dose en tenant compte : – de la durée d'acquisition totale ; – de la région anatomique étudiée dont le volume et la densité seront estimés à partir du ou des topogrammes réalisés au préalable (repères densito-anatomique) ; – du choix de l'épaisseur des coupes nécessaire à l'interprétation. Par exemple, en programmant une épaisseur d'interprétation à 3  mm, toute coupe reconstruite dont l'épaisseur sera supérieure à 3 mm aura un S/B satisfaisant, tandis que les coupes d'épaisseur moindre seront davantage bruitées. De manière synthétique, on peut conclure que l'appareil adapte continuellement le milliampérage (mA) en fonction de la qualité d'image souhaitée (niveau de bruit pour une épaisseur de coupe donnée). Les éléments qui guident la modulation de l'intensité (mA) se présentent de manière différente selon les constructeurs ; certains constructeurs proposeront de régler au préalable un niveau de bruit par image, d'autres proposeront un réglage de mAs effectives (mA.seff) attribuées par coupe.

Champ de vue d'acquisition (field of view ou FOV) Le champ de vue d'acquisition est déterminé par l'ouverture des collimateurs (en x,y) de manière à contenir la région explorée. On parle alors de collimation physique. Ses valeurs atteignent 50 cm voire 70 cm pour les scanners dédiés à la radiothérapie. La plupart des appareils proposent des ouvertures de champs par paliers : deux ou trois paliers sont le plus souvent disponibles. Dans tous les cas, ces champs de vus sont centrés à l'isocentre (= sur l'axe de rotation). Ainsi l'utilisation d'une collimation physique faible ne peut se réaliser que si l'organe à étudier est placé à l'isocentre. L'aspect continu du choix d'ouverture du FOV proposé par certains constructeurs ne reflète qu'une collimation numérique du champ de vue et ne correspond pas à une collimation physique. Matrice d'acquisition Le choix de la matrice conditionne l'échantillonnage dans le plan. Les valeurs de la matrice d'acquisition dépendent : – de la fréquence de l'échantillonnage des profils d'absorption liés au nombre de détecteurs par barrette, on parle alors d'échantillonnage « linéaire » ; – du nombre de projections obtenues sur 360° : échantillonnage « angulaire ».  La taille standard de matrice utilisée en pratique courante est de 512  ×  512, néanmoins certains appareils proposent des matrices pouvant atteindre les 1024 × 1024 lorsqu'on travaille avec des

FOV limités. Plus la matrice est grande, plus il est théoriquement possible d'atteindre une résolution spatiale élevée (voir 9.1).

Collimation en z et épaisseur nominale de coupe L'épaisseur nominale de coupe correspond à l'épaisseur unitaire de détection en  z. C'est une épaisseur purement technologique qui dépend en grande partie de l'épaisseur unitaire des barrettes utilisées. Selon les configurations des détecteurs, il est possible de regrouper des barrettes pour générer des coupes plus épaisses dès l'acquisition ; cette tendance ancienne tend actuellement à disparaître. Selon les constructeurs, les épaisseurs nominales sont de 0,5  mm, 0,55 mm, 0,625 mm ou 0,75 mm (voir tableau 3.2). Regard en arrière Certaines configurations proposaient des détecteurs de tailles différentes en z, ce qui permettait l'obtention de coupes d'épaisseurs différentes dès l'acquisition. Prenons l'exemple d'un appareil ancien disposant d'un ensemble de huit barrettes, disposées en symétrie centrale, dans lesquelles se placent du centre vers la périphérie (z) : deux barrettes de 1 mm, deux barrettes de 1,5 mm, deux barrettes de 2,5 mm et deux barrettes de 5 mm. Il était dans ce cas possible d'obtenir des épaisseurs nominales de coupes différentes en fonction de la collimation et de la configuration utilisée. Dans l'exemple cité, on avait la possibilité de réaliser quatre coupes de 5 mm, quatre coupes de 2,5 mm, quatre coupes de 1 mm et deux coupes de 0,5 mm.

Depuis que les appareils proposent un nombre important (n > 64) de barrettes de mêmes dimensions (en z), le choix de la collimation en  z ne dépend plus des configurations géométriques des barrettes. Certains constructeurs permettent des collimations maximales en z capables de couvrir 16 cm (voir tableau 3.2), ce qui entraîne, par effet de cône, une limitation de la résolution spatiale aux extrémités de collimation (z) voire majore certains artéfacts (voir plus loin Artéfacts liés aux collimations larges). L'utilisateur peut réduire la collimation en z et ainsi limiter le nombre de barrettes en jeu. Cela permet essentiellement de limiter les déformations et artéfacts liés à l'effet de cône et par conséquent d'atteindre des résolutions spatiales plus élevées en z. À titre d'exemple, même sur les scanners multicoupes actuels (n  >  64  barrettes), l'acquisition scanographique de l'oreille moyenne exploite généralement un nombre limité de barrettes (4 à 16 barrettes = collimation en z étroite) pour limiter l'effet de conicité et ainsi bénéficier de la résolution spatiale la plus élevée en z.

Pas de l'hélice ou pitch Le pas ou pitch de l'hélice est une valeur numérique qui exprime l'étirement de l'hélice (figure  3.46). Ce dernier impacte principalement le temps d'acquisition mais aussi la qualité de l'image et l'irradiation du patient (voir plus loin Optimisation de la dose délivrée au patient). De manière générale, le pitch correspond au rapport entre la distance parcourue par la table en une rotation et la collimation en  z. La distance parcourue par le patient en 161

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Chapitre  3 Scanner à rayons X

Figure 3.46  Visualisation de l'étirement de la spirale d'acquisition en fonction de la valeur du pitch.

une rotation est connue en multipliant la vitesse d'avancée de la table par la durée d'une rotation. Pitch =  distance parcourue par la table en une rotation (mm)/collimation en z (mm)

Calcul du pitch : application numérique

En technique monobarrette, le pitch est égal au rapport entre la distance parcourue par la table en une rotation et l'épaisseur nominale de coupe. Pour un scanner multibarrettes, le pitch est le rapport entre le déplacement du lit en une rotation et le produit de l'épaisseur de coupe nominale par le nombre de coupes acquises simultanément. Petit calcul : prenons l'exemple d'une acquisition spiralée utilisant 16 barrettes (N) de 0,5 mm (En) où la table se déplace à une vitesse de 20 mm/s (Vtable) et où le tube effectue une rotation en 0,5 s (trot). Pitch = Vtable × trot/N × En = (20 × 0,5)/(16 × 0,5) = 1,25

– Les pitchs > 1 sont dits élevés et correspondant à une spirale étirée. Ils donnent la possibilité de réaliser des acquisitions rapides souvent utiles pour les patients non coopérants, algiques ou ne pouvant pas tenir une apnée prolongée. L'utilisation d'un pitch élevé est quasi obligatoire pour réaliser des angiographies d'une région étendue (ex. : aortographie complète ou angiographie artérielle des membres inférieurs). L'inconvénient principal de l'utilisation d'un pitch élevé est de réduire la résolution spatiale en z et d'augmenter la présence des artéfacts spécifiques au mode spiralé. – Les pitchs  140 keV) permet l'obtention de coupes où les artéfacts de durcissement sont minorés. – Au niveau de l'affichage sur écran, cet artéfact est davantage marqué en fenêtre partie molle qu'en fenêtre osseuse.

10.4. Artéfacts liés à la présence de métal

Figure  3.61  Principe et origine de l'artéfact de durcissement de faisceau. Le spectre filtré présente moins de photons qui sont globalement plus énergétiques.

Les artéfacts liés à la présence de métal prennent deux apparences distinctes. En effet, la présence de métal génère alternativement, à partir de l'objet, des « rayons » soit hypo-intenses soit hyper-intenses (figure 3.62) qui viennent perturber lourdement l'analyse de l'image du fait du recouvrement des structures annexes par l'artéfact, de la déformation des structures métalliques et de la présence d'un bruit important. Les « rayons » hypo-intenses ont pour origine principale un phénomène de durcissement de faisceau très marqué (voir ci-dessus Artéfacts de durcissement de faisceau). Les « rayons » hyper-intenses proviennent en partie de l'atténuation brutale du rayonnement X par le métal. En pratique, pour éviter cet artéfact, il faut veiller à ôter les structures métalliques susceptibles d'être présentes dans le volume exploré (appareils dentaires, bijoux, piercing, bouton-pression, bouteille d'oxygène, appareils de surveillance, câbles et connecteurs…). Aussi, l'inclinaison du statif

Figure 3.62  Illustration des artéfacts liés à la présence de métal.

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Chapitre  3 Scanner à rayons X

permet dans certains cas de placer l'élément métallique en dehors de la spirale d'acquisition. Ces artéfacts métalliques sont davantage prononcés avec les métaux à numéro atomique élevé, ainsi une prothèse en chrome-cobalt générera davantage d'artéfacts que des dispositifs en titane. Contrairement aux artéfacts de durcissement de faisceau étudiés ci-dessus, les solutions conventionnelles (augmentation des kV et modulation des mA) présentées pour limiter les artéfacts « hypo-intenses » liés au durcissement ne sont pas réellement efficaces en présence de métal. Seules des solutions avancées permettent de réduire dans certaines limites ces artéfacts. On retrouve parmi ces solutions : – l'obtention d'images mono-énergétiques virtuelles pondérées en haute énergie (E > 160 keV) reconstruite à partir d'acquisitions bi-énergétiques (voir plus haut Paramètres d'acquisition) ; – l'utilisation d'options logicielles basiques permettant la correction des projections. Ces options consistent à repérer les sur-atténuations présentes sur les projections acquises et d'appliquer une normalisation des profils. Ce procédé déjà ancien se retrouve sous l'acronyme MAR pour metal artifact reduction (Klotz, 1990) et suit les étapes ci-dessous : – acquisition des données (sinogramme) ; – reconstruction de l'image TDM ; – identification automatique de la position du métal sur l'image par méthode de seuillage ;

– identification du métal sur les projections brutes et réinterpolation linéaire du profil (figure 3.63) ; – reconstruction d'une nouvelle image TDM corrigée des artéfacts métalliques. Des algorithmes plus récents (Boas, 2011) améliorent les techniques MAR en modélisant la présence de métal et de durcissement du faisceau lors d'un processus itératif. Ces algorithmes connus sous l'acronyme MDT (metal deletion technique) ou IMAR (iterative metal artifact reduction) restent complexes et présentent plusieurs approches différentes ; retenons juste qu'ils peuvent être appliqués soit : – directement sur les données brutes pendant le processus de reconstruction itérative ; – sur des projections virtuelles extraites des images reconstruites.

10.5. Effet de volume partiel L'effet de volume partiel (EVP) se produit lorsque des structures d'atténuations différentes se situent dans l'épaisseur d'un même voxel. Dans ce cas, l'intensité du pixel correspond à une moyenne des UH des structures du voxel (figure 3.64). Ces différences d'intensité peuvent avoir pour origines soit des structures anatomiques distinctes, soit des variations d'intensité liées à la présence d'autres artéfacts (cible, métal…). Connaître l'origine de l'EVP nécessite de bonnes connaissances anatomiques et dans la reconnaissance d'artéfacts. Pour cer-

Figure 3.63  Principe élémentaire des logiciels de réduction des artéfacts métalliques : identification du métal sur les projections brutes et réinterpolation linéaire du profil.

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Chapitre  3 Scanner à rayons X

Figure 3.64  Effet de volume partiel (EVP). L'intensité du pixel est déterminée par la moyenne des éléments contenus dans le voxel. Dans ce cas, la structure la moins dense n'est plus visible et l'intensité de la structure la plus dense est atténuée.

Figure 3.65  Origine et correction de l'artéfact de sortie de champs.

taines études, les EVP présentent des avantages car ils permettent de majorer certaines pathologies (visualisation de nodules en TDM thoracique). Cet artéfact diminue avec l'utilisation de coupes fines et d'incréments faibles.

10.6. Artéfacts de bordure de champs On remarque des zones hyper-intenses en bordure de coupe apparaissant quand le corps du patient sort du champ de mesure ; on parle alors d'artéfact de bordure de champ

(figure 3.65). Pour l'éviter, il faut dès que possible adapter le champ de mesure à la corpulence du patient, ou plus exactement veiller à ce que le patient soit positionné au centre de l'anneau lors de son installation à l'aide des faisceaux lasers de centrage (corps de patient aligné en z et situé au milieu de la table, hauteur de la table réglée de manière à positionner la mi-hauteur du patient sur l'axe de rotation) ; cela reste parfois difficile voire impossible pour les patients de forte corpulence. Aussi, cet artéfact sera également présent en cas d'acquisition

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Chapitre  3 Scanner à rayons X

localisée (ex. : scanner de la colonne lombaire). L'origine de cet artéfact provient de l'application d'un filtre de rampe atténuée lors de l'étape de reconstruction. En effet, les transitions des extrémités des projections étant abruptes, celles-ci sont amplifiées lors de la phase de filtrage ce qui génère sur l'image reconstruite une surintensité en bord de champ de vue. La solution permettant d'atténuer cet artéfact consiste à normaliser la projection afin de supprimer la transition abrupte de signal en bord de champ. Cette étape se réalise le plus souvent directement au niveau du sinogramme. Actuellement, cet artéfact est systématiquement corrigé et ne vient plus perturber l'analyse de l'image.

10.7. Artéfacts liés au mode spiralé L'utilisation du mode spiralé peut engendrer des artéfacts spécifiques qui apparaissent sous forme de variations d'intensité situées aux alentours de structures denses. Ces variations d'intensité correspondent en fait à des artéfacts de durcissement de faisceau (voir plus haut Résolution spatiale et en contraste : un compromis permanent), voire d'atténuations brutales (voir plus haut Comment améliorer la résolution temporelle ?) qui, du fait du mode d'acquisition spiralé, se projettent par effet de volume partiel sur une

étendue plus large. Ces artéfacts qui apparaissent généralement lors de la programmation d'un pitch élevé (P > 1) ont quasiment disparu aujourd'hui grâce à l'utilisation d'interpolations linéaires complexes adaptées au pitch. Seul l'usage d'une fenêtre étroite permet de révéler visuellement cet artéfact (figure 3.66).

10.8. Artéfacts liés aux collimations larges (z) La conicité élevée du faisceau X devient problématique pour les scanners exploitant une collimation en  z élevée (supérieure à 20 mm), ce qui concerne les appareils mutibarrettes (MSCT  : n  >  40) et les scanners dédiés à capteur plans (CBCT). En effet, la conicité du faisceau X vient projeter les artéfacts de durcissement de faisceau en particulier sur une étendue plus large venant ainsi dégrader la qualité des images. Les algorithmes actuels (algorithmes de Feldkamp) visant à corriger l'effet de conicité du faisceau permettent d'atténuer la projection de ces artéfacts sans pour autant les faire disparaître totalement. Parallèlement, une acquisition à conicité large associée à un mode spiralé à pitch élevé propage les artéfacts décrits à l'instant sous une forme caractéristique dite de moulin à vent (windmill artifacts) (figure 3.67 et vidéo e.3.1). Cela se présente sur les images

Figure 3.66  Visualisation d'artéfacts liés au mode spiralé. Seule la programmation d'une fenêtre étroite permet de révéler ces artéfacts.

Figure 3.67  Coupe TDM du massif facial réalisé en protocole « fast » (P > 1 et n = 64 barrettes) (A). Agrandissement au niveau de la partie supérieure de la pyramide pétreuse gauche illustrant la présence d'artéfacts en moulin à vent (windmill artifacts) (B).

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sous forme de « pales » centrées sur des structures denses qui, lorsqu'on fait défiler les coupes, donnent l'impression de tourner autour de l'axe matérialisé par une structure de densité élevée. Des algorithmes de reconstruction tentent de réduire cet artéfact. D'un point de vue pratique, les seules solutions permettant de limiter cet artéfact se résument à programmer une collimation plus restreinte et des pitchs inférieurs à 1.

présence d'indicateurs de la dose délivrée est actuellement incontournable, ils sont mis à jour régulièrement.

11.1. Les indicateurs de dose

11. Dosimétrie et radioprotection appliquées au scanner X

Les grandeurs dosimétriques utilisées en scanographie sont l'indice de dose scanographique volumique (IDSV) et le produit dose.longueur (PDL). Ces indicateurs sont générés automatiquement après chaque procédure scanographique. Au niveau national, la collecte de ces indicateurs sert également à fixer des niveaux de référence diagnostique (NRD) permettant aux utilisateurs d'évaluer leur pratique et de mettre en place des démarches d'amélioration des pratiques au niveau de chaque unité.

La traçabilité des doses délivrées lors des examens scanographiques est une obligation médico-légale datant de l'arrêté du 24  mars 2003  : « le médecin réalisateur de l'acte indique sur un compte rendu les informations au vu desquelles il a estimé l'acte justifié, les procédures et les opérations réalisées ainsi que toute information utile à l'estimation de la dose reçue par le patient ». Chaque utilisateur doit connaître, pour les différentes procédures, le niveau de référence de la pratique nationale et s'assurer que ses habitudes ne le dépassent pas en routine. Le couple radiologue–manipulateur doit, avec l'appui du radiophysicien (personne spécialisée en radiophysique médicale ou PSRPM), chercher à optimiser les différents protocoles afin d'obtenir la précision diagnostique attendue avec la plus faible dose possible, surtout pour les patients jeunes et les femmes enceintes. La vigilance des opérateurs doit être réelle, surtout avec la généralisation des scanners multibarrettes qui amplifient le potentiel d'irradiation inutile des appareils. La

Indice de dose scanographique L'indice de dose scanographique ou IDS (computed tomography dose index ou CTDI) permet d'évaluer la dose moyenne délivrée par coupe. Il tient compte du rayonnement utile mais aussi de la dose liée à la pénombre géométrique et à la présence de rayonnement diffusé (figure 3.68A). L'IDS peut être défini comme l'intégrale d'un profil de dose (D en mGy) mesuré sur l'axe  z, divisée par le produit du nombre de coupe (N) et de leur épaisseur nominale (T en millimètres) (figure 3.68B). Cela correspond alors à la dose moyenne nécessaire à l'obtention d'une coupe nominale. L'indice de dose scanographique pondéré (IDSP) se calcule à l'aide de fantômes permettant de simuler selon la morphologie d'un patient la part de rayonnement diffusé créé. L'IDSP, exprimé dans la pratique en milligrays (mGy), est une combinaison linéaire des indices de dose scanographique mesurés respectivement au centre (IDSc) et en périphérie (IDSp) d'un fantôme cylindrique standard, pour

Figure 3.68  L'IDS permet d'évaluer la dose moyenne délivrée par coupe en tenant compte du rayonnement utile mais également de la dose liée à la pénombre géométrique et au rayonnement diffusé (A). L'IDS peut être défini comme l'intégrale (surface en bleu) d'un profil de dose (D en mGy) mesuré sur l'axe z, divisée par le produit du nombre de coupe (N) et de leur épaisseur nominale (T en mm) (B).

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une rotation du tube à rayons X, avec les paramètres d'exposition propres à l'examen considéré. Par convention, la tête d'un patient type adulte est simulée par un cylindre de polyméthacrylate de méthyle (PMMA) de 16  cm de diamètre et le corps par un cylindre de PMMA de 32 cm

de diamètre, la longueur du cylindre étant au moins égale à 14 cm : IDSP = (1/3 IDSc + 2/3 IDSp) (figure 3.69). L'indice de dose scanographique volumique (IDSV), exprimé en pratique en milligrays (mGy), est égal à l'IDSP divisé par le pitch de l'hélice utilisé pour l'acquisition (figure 3.70).

Figure 3.69  La distribution de la dose par coupe est déterminée à partir de fantômes de 16 et 32 cm pouvant simuler la morphologie du patient. Ils servent à mesurer, à l'aide de TLD (Dosimètres à thermo-luminescence) situés en périphérie et au centre, l'IDSP correspondant aux paramètres d'exposition propres à l'examen considéré.

Figure 3.70  L'IDSV correspond à l'IDSP divisé par le pitch. Pour une intensité donnée (mA), l'IDSV évolue inversement par rapport à la valeur du pitch.

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Rappel

Le pas de l'hélice est défini comme le rapport entre la distance parcourue par le plateau de table pour une rotation de 360° du tube à rayons X et le produit de l'épaisseur nominale de coupe par le nombre de coupes obtenues. En pédiatrie, on précisera le diamètre du cylindre de PMMA pris comme référence pour la détermination de l'IDSV.

Produit dose.longueur Le produit dose.longueur ou PDL (dose length product ou DLP) sert à rendre compte de la dose délivrée au patient au cours d'un examen tomodensitométrique. Le PDL est égal au produit de l'IDSV et de la longueur (L) de volume irradié. Le PDL s'exprime en milligray.centimètre : PDL (mGy.cm) = IDSV (mGy) × L (cm) Un autre intérêt du PDL est de pouvoir estimer la dose efficace en tenant compte des organes présents dans le volume étudié : on parle alors de PDL régional. Pour cela, il suffit de multiplier le PDL par des coefficients de conversion globaux (EPDL) dépendant de la région explorée (tête, thorax, abdomen…) (tableau 3.3). Le PDL régional permet donc d'estimer la dose efficace et s'exprime ainsi en millisievert (mSv) : PDLrégional (mSv) = PDL (mGy.cm) × EPDL En pratique, il faut intégrer au compte rendu l'IDSV et le PDL. La connaissance et la compréhension de ces différentes valeurs permettent d'évaluer rationnellement les paramètres d'acquisition des appareils et des différents protocoles. Les utilisateurs réguliers (médecins et MERM) d'appareils scanographiques doivent continuellement comparer les valeurs obtenues avec celles proposées par les NRD afin de perpétuer une démarche d'optimisation des doses délivrées.

11.2. Optimisation de la dose délivrée au patient Paramètres de base accessibles par l'opérateur Tension Augmenter la tension (kV) augmente le débit de photons (photons/seconde) et la pénétration des rayons X (énergie). Par conséquent, en TDM, toute modification de la tension retentit fortement sur la dose délivrée au patient. En radiologie conventionnelle, la présence de posemètres automatiques (cellules) permet de contrôler la dose délivrée. En TDM, ce dispositif de cellules n'existe pas et la tolérance des Tableau 3.3  Coefficients de conversion de PDL en dose efficace selon la localisation.

Région explorée Tête Cou Tête et cou Thorax Pelvis Abdomen et pelvis Thorax, abdomen et pelvis

Coefficient de conversion EPDL issu de la CIPR 103 en mSv/(mGy.cm) 0,0019 0,0052 0,0028 0,015 0,013 0,014 0,014

Source : Commission internationale de protection radiologique (CIPR) 103.

récepteurs à l'excès est très grande. Ainsi, toute modification des kV retentit fortement sur la dose délivrée au patient  : passer de 140 à 120 kV la diminue de 40 %. En pratique, il est nécessaire d'avoir en place des protocoles d'exploration à tension réduite (low dose) en pédiatrie, pour les personnes de faible corpulence et pour les examens de pelvimétrie. Certains constructeurs proposent en complément aux paliers de tensions habituels (80, 100, 120 et 140 kV) un palier supplémentaire à 70  kV essentiellement dédié aux explorations pédiatriques. Collimation en z En TDM, le faisceau primaire est obligatoirement plus large que la zone couverte par les barrettes, cela afin d'exposer les barrettes situées aux extrémités à la même quantité de rayonnement que les barrettes centrales (figure  3.71). L'objectif étant de décaler la pénombre géométrique liée aux dimensions du foyer optique en dehors du système de détection. Cette pénombre étant constante, on remarque que son importance relative augmente quand le nombre de barrettes mis en jeu diminue. L'efficience de dose est le rapport entre la dose utile et la dose utilisée. Travailler avec une collimation large permet ainsi d'améliorer l'efficience de dose. Charge et milliampérage La charge (mA.s) exprime la quantité de rayons X émis pendant une acquisition. Ce paramètre influence ainsi la dose délivrée au patient. Contrairement à la tension, ce paramètre n'est quasiment plus réglé directement par l'utilisateur. L'utilisateur réglera principalement le milliampérage (mA) qui conditionne la quantité d'électrons disponible au niveau du filament qui impactera proportionnellement la dose délivrée au patient. Actuellement, le milliampérage est souvent adapté automatiquement par l'appareil par des logiciels d'optimisation de dose (voir plus loin Logiciels de modulation de dose). En cas de modulation de dose automatique, l'appareil adapte continuellement le milliampérage (mA) en fonction de la qualité d'image souhaitée pour une épaisseur de coupe donnée. L'appareil assure ainsi un rapport S/B constant quel que soit le pitch utilisé. Épaisseur de reconstruction « utile » Il est important de faire la différence entre l'épaisseur des coupes d'acquisition et l'épaisseur des coupes reconstruites. Actuellement, avec les technologies multibarrettes, on acquiert systématiquement des coupes fines afin de pouvoir réaliser par la suite des techniques de post-traitement de qualité. Sachant que le bruit est inversement proportionnel à l'épaisseur de coupe de reconstruction, celle-ci sera choisie en fonction du tissu à étudier et du rapport S/B nécessaire à l'analyse de l'image. Pour un volume donné, plus on « dépose » de dose, plus il est possible de reconstruire des coupes fines non bruitées. Toute la problématique réside dans le choix de l'épaisseur de coupe à reconstruire. Actuellement, les appareils adaptent la dose déposée au volume en fonction du choix de l'épaisseur et de la qualité d'image souhaitée pour faire le diagnostic. L'intensité (mA) est donc adaptée à l'épaisseur de reconstruction et non pas à l'épaisseur d'acquisition.

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IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre  3 Scanner à rayons X

Pour comprendre Pour comprendre, prenons deux exemples dans le cas d'un examen TDM de l'abdomen. Cas 1, si le diagnostic peut se faire sur des coupes de 4 mm : – coupes à l'acquisition fines (de  0,5 à 1  mm) permettant d'avoir accès à des post-traitements de qualité ; – coupes reconstruites Bo

Bo

Bo

Bo

Bo

z

y

B>Bo

B 6 mL/sec). Ces produits non spécifiques sont aussi utilisés à faible concentration (2 mmol/L) pour rehausser des articulations : on parle d'arthro-IRM (figure 4.72). Le tableau 4.4 liste les principaux chélates de gadolinium.

6.3. Produits de contraste spécifiques Les produits de contraste spécifiques sont caractérisés par leur pharmacocinétique. Ils sont dédiés à l'exploration de certains organes et utilisent des molécules complexes (oxydes de fer associés à du polysaccharide) visant à obtenir pour la plupart d'entre eux un effet T2 (ou T2*). On parle alors de substances superparamagnétiques.

Parmi les agents spécifiques, on distingue : – les agents de contraste hépatiques qui se fixent sur le foie sain (cellules de Küpfer) en diminuant ainsi son signal en pondération T2 ; d'autres agents hépatiques permettent un rehaussement en T1 du foie sain tout en possédant une élimination biliaire utile pour l'étude des canaux et des voies biliaires (en T1) ; – les agents de contraste ganglionnaires : ils sont composés de particules superparamagnétiques de petite taille pouvant être captées par les ganglions lymphatiques ; ces produits, utiles en cancérologie, sont encore peu utilisés actuellement ; – les produits de contraste digestifs : ils se composent soit de substances paramagnétiques permettant un rehaussement T1 (contraste positif), soit de substances superparamagnétiques favorisant l'effet T2 (contraste négatif) ; cependant d'autres produits permettent aussi des opacifications négatives ou positives du tube digestif en T2, et cela à moindre coût  : une opacification négative de l'intestin grêle est possible par une simple ingestion de jus d'ananas ou de myrtille.

Note

Une opacification positive des anses grêles est aussi possible avec l'ingestion d'eau, tout comme celle du rectum par administration intrarectale de gel échographique.

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Chapitre 4

Imagerie par résonance magnétique (IRM)

7. Principales méthodes d'angiographie par résonance magnétique (ARM) 7.1. Comment étudier les vaisseaux en ARM ? L'étude des vaisseaux en ARM est possible de deux manières distinctes : – soit on injecte un produit de contraste (gadolinium) dans la circulation sanguine, on parle alors d'ARM-Gado ; – soit on exploite les phénomènes de flux (macroscopiques) propres à chaque vaisseau. Plusieurs méthodes existent mais nous ne retiendrons que les trois principales : – l'angiographie par temps de vol (time of flight ou TOF), – l'angiographie par contraste de phase (phase contrast ou PC), – l'angiographie par méthode hybride (ir - TOF).

7.2. Angiographie par injection de gadolinium (ARM-Gado) L'ARM avec injection intraveineuse de gadolinium permet d'étudier efficacement la quasi-totalité des vaisseaux quelle que soit la vitesse du flux. Elle utilise les propriétés du gadolinium à rehausser le signal T1 du sang circulant et consiste à réaliser l'acquisition au moment précis où le bolus de gadolinium, injecté par voie veineuse, passe dans les vaisseaux à explorer (figure 4.73). Trois points conditionnent la réussite de l'exploration : – premièrement, il faut obtenir un bolus de gadolinium compact et homogène dans le temps ; pour cela on préconise l'utilisation d'un injecteur automatique à deux « têtes » qui permet d'injecter un bolus de gadolinium (tête #1) maintenu compact grâce à une poussée constante de sérum de rinçage (tête #2) ; – deuxièmement, il faut réaliser des acquisitions volumiques pondérées en T1 dans un laps de temps très court (de l'ordre d'une vingtaine de secondes)  ; on utilise des séquences « 3D » en écho de gradient rapide (EGR ou EGUR) qui sont souvent associées à un balayage stratégique de l'espace k : le centre du plan de Fourier est rempli A

Signal

B

Acquisition au temps artériel

au moment où le rehaussement en gadolinium est maximal (N secondes après le départ de la séquence) ; – troisièmement, l'acquisition et le passage du bolus de gadolinium doivent être parfaitement synchronisés ; cette synchronisation passe par un choix judicieux du délai qui s'écoule entre le début de l'injection et le départ de l'acquisition ; plusieurs solutions existent pour estimer ce délai : – on peut utiliser des délais prédéfinis propres à chaque région, par exemple  : 15  secondes pour les artères du cou, 25  secondes pour une aorte abdominale… ; cette méthode reste cependant aléatoire et entraîne régulièrement des échecs, car elle ne tient pas compte du débit sanguin du patient, de son âge, etc., – l'arrivée du produit de contraste peut être visualisée en temps réel sur une coupe (de référence) positionnée en amont des vaisseaux à explorer (bolus track, care bolus…). L'acquisition sera déclenchée par l'utilisateur au moment opportun. Cette solution est actuellement la plus utilisée et la plus performante. En pratique, une séquence à « vide » sans injection (masque) est toujours réalisée. Les soustractions des séquences sans et avec injection sont réalisées pour supprimer au mieux le signal des tissus environnants ; l'étude des structures vasculaires est alors optimisée. Notons que l'immobilité de la zone étudiée est nécessaire à la réussite de l'examen, ce qui impose une installation confortable du patient, ainsi qu'une coopération totale, notamment dans les cas où l'apnée est demandée (angiographies abdominales).

7.3. Angiographie par temps de vol L'angiographie par temps de vol ou time of flight (ARM-TOF) est une technique très efficace pour étudier les artères du cercle artériel cérébral (polygone de Willis) sans injection de produit de contraste (figure 4.74). L'ARM-TOF exploite le phénomène d'entrée de coupe, qui engendre un rehaussement paradoxal du signal des flux circulants. Avant d'aller plus loin dans la technique, essayons de comprendre le « phénomène d'entrée de coupe ». Dès les débuts de l'IRM, les utilisateurs ont remarqué que, de temps à autre, certains vaisseaux apparaissaient spontanément en hypersignal. En

A

B

Acquisition au temps veineux

Veine Artère Début de l'injection

Temps

Figure 4.73  Distinction temporelle et visuelle entre une acquisition ARM-Gado en phase artérielle et une acquisition en phase veineuse. Source : schéma P. Anstett.

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IMAGERIE MÉDICALE

Chapitre 4

Imagerie par résonance magnétique (IRM)

Figure 4.74  Reconstructions MIP d'une angio-IRM par temps de vol (TOF) du cercle artériel cérébral (polygone de Willis).

s'intéressant davantage à ces rehaussements spontanés, ils ont conclu que ce phénomène était lié à trois paramètres : – la vitesse du flux sanguin ; – l'épaisseur de la tranche excitée ; – la valeur du TR. Observons ce qui se passe au niveau de la repousse en T1 d'un vaisseau d'un flux (V) donné et traversant une coupe d'épaisseur  (E). Suite à une impulsion RF ayant saturé les protons de la coupe, l'aimantation des tissus stationnaires et mobiles repousse progressivement en T1. Cependant, les protons mobiles, basculés par l'onde RF, quittent progressivement la coupe pour laisser place à des protons « non saturés » possédant une aimantation longitudinale maximale. De ce fait, on observe, au sein de la coupe, que la repousse T1 du sang circulant paraît accélérée par rapport aux tissus stationnaires (figure  4.75). On parle alors de « rehaussement paradoxal » ou de «  phénomène d'entrée de coupe » qui se traduit par un hypersignal des vaisseaux (flux circulants). La valeur du TR permet de mettre en évidence (ou non) ce phénomène : – si le TR est inférieur au temps de transit (ou temps de vol) du sang dans la coupe, le phénomène d'entrée de coupe ne sera pas perceptible ; en effet, le nombre de protons non saturés arrivant dans la coupe est trop faible pour créer un rehaussement paradoxal ; – si le TR est largement supérieur au temps de transit, le rehaussement paradoxal sera maximal mais rattrapé par le rehaussement (T1) naturel des tissus stationnaires ; de ce fait, la différence de contraste T1 entre les spins mobiles et fixes ne sera pas suffisante ; – si la valeur du TR est égale au temps de transit des spins circulants dans la coupe, le phénomène d'entrée de coupe est maximal. Le signal du vaisseau sera élevé, tandis que celui des tissus stationnaires sera faible. C'est donc le « temps de passage » des éléments figurés du sang dans la coupe qui nous permet d'optimiser la valeur de

TR pour rehausser convenablement les vaisseaux. Ce temps de vol est directement lié à la vitesse de flux du vaisseau étudié et à l'épaisseur de coupe utilisée. La valeur de TR optimale peut être approchée par la relation (simplifiée) suivante : TR = « temps de vol » = épaisseur de coupe/vitesse du flux Application numérique : en prenant une valeur de TR d'EGR (TR =  40  ms) et une valeur de flux artériel cérébral (V = 100 cm/sec) on constate que l'épaisseur de coupe est particulièrement épaisse (E = 4 cm) ! Ce qui se pose a priori comme un inconvénient présente en réalité deux avantages : – une épaisseur importante implique un S/B élevé ; – une épaisseur importante permet la mise en place d'une acquisition 3D (voir plus haut Principe d'une acquisition volumique). En effet, le volume excité pourra être échantillonné par la phase et ainsi permettre la reconstruction de voxels isotropes. Ainsi, cette technique est particulièrement bien adaptée aux flux artériels cérébraux. Pour favoriser le phénomène d'entrée de coupe, il est important d'orienter les coupes du volume perpendiculairement à l'axe des vaisseaux étudiés. Les flux des artères et des veines circulent souvent dans la même direction mais dans des sens opposés et donnent simultanément naissance à un rehaussement paradoxal. Or, il est utile, en pratique, de n'étudier qu'une seule circulation à la fois. Le sens de circulation opposé des artères et des veines permettra de sélectionner le flux à effacer. Pour cela, il suffit d'appliquer une bande de présaturation en amont du volume à explorer afin de saturer préalablement le flux gênant. Une fois saturés, les spins entrant dans la coupe n'occasionnent pas de rehaussement paradoxal et le vaisseau n'apparaîtra plus sur l'image (figure 4.76). La présaturation systématique du sinus longitudinal supérieur lorsqu'on étudie le polygone de Willis illustre bien cette méthode.

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Chapitre 4

IMAGERIE MÉDICALE

Imagerie par résonance magnétique (IRM)

Figure 4.75  Relaxation T1 d'un liquide non circulant (A). Évolution de la relaxation longitudinale intracoupe d'un liquide circulant (B). Le phénomène d'entrée de coupe génère un rehaussement paradoxal de la relaxation longitudinale apparente d'un liquide circulant (C). L'écart de contraste entre liquide circulant et non circulant sera exploité en angio-IRM par temps de vol par le choix d'un TR optimal.

Les séquences d'angiographie par temps de vol exploitent en général des séquences en écho de gradient rapide à TR et TE court et à faible angle de bascule (15  50 cm

Générateurs

100 à 250 kV

> 100 cm

Accélérateurs de particules

4 à 25 MV

2.3. Techniques d'application Radiothérapie externe La source de rayonnement est placée en dehors du malade. Elle peut être située à distance ou au contact du malade ; dans les deux cas la radiothérapie est transcutanée. Le rayonnement peut être produit par une source radioactive comme le cobalt ou par un générateur ou un accélérateur de particules. Curiethérapie La source de rayonnement est placée à l'intérieur de l'organisme du malade ; les sources sont radioactives, sous forme scellée comme le césium, l'iridium ou l'iode. Elles peuvent être placées dans une cavité, on parle alors de curiethérapie de contact ou plésiocuriethérapie, qui se décline en curiethérapie endocavitaire et curiethérapie endoluminale. Elles peuvent être placées directement dans un organe, on  parle alors de curiethérapie interstitielle ou endocuriethérapie. Classification des techniques d'application On retrouve le résumé de ces techniques dans un tableau récapitulatif (tableau 9.2) en précisant que seules la curiethérapie à l'iridium ou à l'iode radioactifs et la radiothérapie externe aux mégavoltages restent d'actualité.

2.4. Indications Spécialités médicales concernées Le domaine de la médecine appliquant les propriétés biologiques des radiations ionisantes se restreint essentiellement à celui de la cancérologie. En effet, bien qu'ayant fait ses preuves, l'utilisation des radiations ionisantes est aujourd'hui controversée dans diverses spécialités comme la dermatologie ou la rhumatologie pour des raisons évidentes de radioprotection. C'est dans le domaine des malformations artérioveineuses ou de la neurologie que la radiothérapie des maladies non cancéreuses connaît un regain d'intérêt. Objectifs de la radiothérapie anticancéreuse La radiothérapie associée ou non à la chirurgie, à la chimiothérapie ou à l'hormonothérapie s'inscrit parfaitement dans le schéma de pluridisciplinarité dans la prise en charge du malade atteint de cancer. Elle participe au contrôle de la maladie en permettant des gestes plus limités sur le plan

4 à 20 MeV

 12

Stérilité définitive

Chez la femme Néant Stérilité temporaire Aménorrhée Ménopause artificielle Stérilité définitive

Chez la femme L'ovogenèse correspond à la formation des ovules. Elle débute en réalité pendant la vie embryonnaire de la femme avec la multiplication des cellules souches (ovogonies) ; ces 435

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Chapitre 13

Radiobiologie et radioprotection

Radiobiologie

dernières s'accroissent et amorcent la méiose (formation des ovocytes I) qui va rester bloquée. Avant la naissance, tout le stock d'ovocytes est constitué et il faut attendre la puberté pour que l'évolution reprenne. Périodiquement, un ovocyte II, prêt à rencontrer un spermatozoïde, est libéré par le follicule mûr au cours de l'ovulation. Selon la dose, une irradiation des ovaires peut se solder par une stérilité temporaire ou définitive accompagnée d'un déficit de la fonction endocrinienne (sécrétion d'œstrogène par le follicule) (tableau 13.6). La radiosensibilité des ovaires est liée à la destruction des follicules renfermant les ovocytes. Ainsi, la dose pouvant provoquer la castration diminue quand l'âge augmente.

Récapitulatif des effets Il faut noter la particulière radiosensibilité des gonades qui impose des mesures strictes de radioprotection en radiologie avec, nécessairement, la prise en compte de l'âge de l'individu. Reins L'irradiation des reins à une dose qui dépasserait 30 Gy en fractionné entraînera une radionéphrite responsable d'une insuffisance rénale sévère. Une atrophie très localisée, secondaire à l'irradiation d'une petite portion d'un rein, peut être acceptée. En radiothérapie, la dose moyenne aux reins droit et gauche doit rester inférieure à 20 Gy (revue Cancer-Radiothérapie de 2010). Foie Le renouvellement cellulaire du foie est plutôt lent, ce qui explique son apparente tolérance face à une irradiation. On ne relève pas de signes fonctionnels dans les premières semaines d'un traitement, mais une dose de 40  Gy sur la totalité du foie, en fractionné, provoquera une hépatite évolutive à caractère différé pouvant entraîner la mort. En radiothérapie normofractionnée, la dose sur le foie ne doit pas dépasser 30 Gy (revue Cancer-Radiothérapie de 2010). Thyroïde Glande endocrine dont la production d'hormones stimule le métabolisme et la croissance, elle est très souvent citée pour le risque de développement d'un cancer suite à une exposition accidentelle aux radiations ionisantes, mais certaines études sont controversées. L'irradiation de la thyroïde à une dose qui dépasserait 40 Gy en fractionné entraînera, après un temps de latence variable, une hypothyroïdie (principe appliqué dans le traitement des hyperthyroïdies). Par ailleurs, il est indéniable, dans le cadre des effets stochastiques, que le risque de cancer existe aux faibles doses.

Pour plus de précisions Le risque de cancer a été mis en évidence parmi la population de Biélorussie contaminée par de l'iode radioactif à la suite de l'accident de Tchernobyl (Société française de l'énergie nucléaire :

www.sfen.org). Ces études démontrent également que le risque est nettement plus élevé chez les jeunes de moins de 15 ans. En France, ce risque n'a pas pu être démontré selon un article de l'Institut national de veille sanitaire (www.invs.sante.fr).

5.4. Glandes salivaires Glandes exocrines, elles sont réparties autour de la cavité buccale et sécrètent la salive. Les principales sont les parotides, les glandes sous-maxillaires et sublinguales, mais une série de petites glandes est également contenue dans la muqueuse buccale. Leur rôle est d'aider à la mastication et la déglutition, d'aider à l'effet gustatif et à la digestion, d'assurer la protection des dents par un effet bactéricide. On peut en déduire que leur atteinte aura des conséquences lourdes pour l'alimentation et par conséquent sur l'état général de la personne irradiée. Ces structures sont préoccupantes en radiothérapie, car les localisations au niveau de la sphère ORL sont fréquentes et le risque de complications, du fait de la proximité et de la radiosensibilité des glandes salivaires, est omniprésent. À chaque traitement, une protection optimale doit être organisée (tableau 13.7). Tableau 13.7  Récapitulatif des effets sur les glandes salivaires en fonction de la dose. Dose fractionnée en grays

Symptômes

Conséquences cliniques

D > 20

Gonflement des glandes Épaississement de la salive

Diminution de l'appétit

20  20

Effets tardifs (enfant) Retard de la croissance

D > 40 Néant

Effets tardifs (adulte) Néant Os fragilisé Risque d'arthropathie destructrice

D > 50

Ostéosclérose

D > 60

Ostéite Ostéonécrose

5.6. Système nerveux Argumentaire Sur le plan anatomique, il comporte des structures centrales (cerveau et moelle épinière) et des structures périphériques (nerfs, plexus, ganglions). La particularité du système nerveux est d'être constitué de cellules très différenciées, qui ne se renouvellent pas et qui, a priori, ne seraient donc pas radiosensibles. En réalité, le système nerveux central possède sa propre sensibilité liée à celle de la névroglie, tissu protecteur et de soutien, dont les cellules se divisent. Rappel

Cas particulier de la moelle osseuse La moelle osseuse se répartit au niveau du bassin et des membres (40  %), des vertèbres (10  %), des os du thorax (25 %), de la tête (25 %). Étant donné que la moelle osseuse est le siège de l'hématopoïèse et que de nombreuses observations ont prouvé sa grande radiosensibilité, sachant également que la destruction de la moelle osseuse entraîne une mort certaine en l'absence de greffe (voir plus loin Cas de l'irradiation globale), il est nécessaire de la considérer séparément et de lui accorder une attention particulière. Rappel

L'hématopoïèse est l'ensemble des phénomènes qui concourent à la fabrication et au remplacement continu et régulé des cellules sanguines, ces dernières appartenant à trois grandes lignées  : érythrocytes, thrombocytes, leucocytes. La durée de vie de ces cellules est très courte : – 120 jours pour les globules rouges (1 % de renouvellement par jour) ; – quelques jours à quelques semaines selon le type pour les globules blancs ; – une dizaine de jours pour les plaquettes (10 % de renouvellement par jour). Par ailleurs, leur nombre circulant est très important : – 4.106 à 5.106/mm3 globules rouges ; – 4 000 à 10 000/mm3 globules blancs ; – 150 000 à 400 000/mm3 plaquettes. Le tout implique une très forte activité au niveau du tissu hématopoïétique et donc une grande radiosensibilité.

Dans les cas d'exposition partielle, l'impact d'une irradiation sera contrôlé au moyen d'une numération formule sanguine (NFS). Les perturbations seront plus précoces pour les cellules ayant une durée de vie courte (leucocytes) et plus conséquentes lorsque le volume de moelle irradiée est important. Pour des doses supérieures à 30 Gy, l'hématopoïèse restera définitivement déficitaire au niveau de la portion de moelle irradiée.

Le système nerveux comporte principalement deux types de cellules : – les neurones transmettent l'influx nerveux, véritable réseau électrique entre le système nerveux central et l'ensemble des organes ; ils assurent, de manière directe ou indirecte, toutes les fonctions vitales et tous les messages sensoriels ; – les cellules gliales (gliocytes) forment la névroglie. Leur nombre est beaucoup plus important que celui des neurones, elles ne transmettent pas l'influx nerveux, leur fonction est d'assurer le bon fonctionnement, la protection et le soutien des neurones. La névroglie est constituée de quatre types de cellules (les oligodendrocytes qui forment la myéline, les astrocytes, les épendymocytes, les cellules microgliales).

Classification des effets Les effets seront donc directement liés aux caractères physiologiques des cellules du système nerveux (tableau 13.9). Tableau 13.9  Récapitulatif des complications au niveau du système nerveux central en fonction de la dose et de la structure concernée. Dose fractionnée en grays

Effets précoces Cerveau

Moelle épinière

Effets tardifs Cerveau

D  50

Moelle épinière

Encéphalite Myélite Paralysie

Spécificités des effets liés au système nerveux central Pour ce qui concerne le cerveau, la tolérance directement liée au volume irradié est encore plus évidente. Ainsi, l'irradiation de la totalité de l'encéphale est très rapidement marquée par les signes d'un œdème cérébral, en revanche, dans le cas d'une irradiation très localisée, elle peut atteindre 70  Gy. D'autres signes peuvent être objectivés 437

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Radiobiologie et radioprotection

Chapitre 13 Radiobiologie

comme des troubles moteurs, des troubles de la vue, de la parole… Pour ce qui concerne la moelle épinière, des myélopathies réversibles peuvent apparaître à des doses inférieures à 45 Gy. Elles se manifestent essentiellement par des signes de paresthésie quelques semaines après une irradiation et seraient dues à la démyélinisation. Dans les deux cas, le caractère gravissime des lésions réside dans le fait qu'elles entraînent des complications irréversibles ; elles sont donc particulièrement redoutées en radiothérapie ou un surdosage est possible dans le cas de jonctions de champs mal contrôlés.

Cas particulier de l'œil L'œil est un organe complexe, car il comporte différents tissus de sensibilité très différente que l'on peut regrouper en vue de la classification des effets (figure  13.19 et tableau 13.10) : – les milieux transparents (humeur aqueuse, cristallin, humeur vitrée) ; – les membranes (sclérotique, choroïde, rétine). Il faut relever que l'élément le plus radiosensible de l'œil est donc le cristallin. Le délai d'apparition de la cataracte est fonction de la dose mais, du fait de l'absence de réparation, les effets d'une irradiation s'accumulent, l'opacification compartiment antérieur compartiment moyen

peut s'installer à partir de 2 Gy en dose unique ou chronique, c'est donc la dose à ne pas dépasser. Les études épidémiologiques récentes confirment les différences profondes entre cataracte des sujets âgés, proportionnelle à l'âge, et les cataractes sous-capsulaires postérieures des irradiés, d'autant plus fréquentes chez le sujet jeune.

5.7. Cœur et les vaisseaux Argumentaire Bien qu'il s'agisse de structures vitales, elles peuvent être ramenées, du point de vue de la radiobiologie, aux caractéristiques des différents tissus qui les composent : – fibres musculaires ; – tissu conjonctif ; – tissu endothélial ; – enveloppe séreuse. Radiosensibilité du cœur Les lésions cardiaques ne s'observent que pour des doses relativement élevées en radiothérapie (D >  60  Gy), et cela d'autant plus que le volume irradié est important. Organe richement vascularisé, les lésions seraient davantage dues à une altération de son capital vasculaire. Le cœur est disposé dans une cavité séreuse, le péricarde, feuillet pariétal, constitué de fibres collagènes. En cas d'irradiation localisée, fractionnée, en radiothérapie notamment (D >  40  Gy), une péricardite (inflammation chronique) peut s'installer dans les mois qui suivent. Rappel

En radiothérapie  : 30  % du volume du cœur ne doit pas dépasser 40 % de la dose prescrite.

compartiment postérieur

Radiosensibilité des vaisseaux La paroi des vaisseaux comporte trois couches : – l'intima qui se compose d'une couche de cellules endothéliales ; – la média comportant des fibres musculaires lisses ; – l'adventice, enveloppe constituée de cellules et de fibres. Les complications au niveau vasculaire sont liées à la sensibilité des parois, néanmoins celles-ci tolèrent des doses relativement conséquentes (50  Gy en fractionné). En revanche, les vaisseaux de petits calibres (capillaires) sont plus fragiles, des doses de 40  Gy peuvent être à l'origine d'ischémies.

Figure 13.19  Coupe horizontale de l'œil.

Tableau 13.10  Récapitulatif des complications au niveau de l'œil en fonction de la dose et de la structure concernée. Dose fractionnée en grays

Compartiment antérieur

D  5

Conjonctivite

D > 45

Kératite

Cristallin

Compartiment postérieur

Troubles visuels Cataracte

Lésions morphologiques

6. Cas de l'irradiation globale L'irradiation globale fait référence à l'irradiation de l'ensemble du corps. Il faut alors, dans tous les cas, prendre en compte les modalités et les circonstances de l'irradiation : – l'irradiation peut combiner une exposition interne et externe, lors d'explosions nucléaires par exemple (syndrome d'irradiation globale aiguë) ;

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Radiobiologie et radioprotection

Chapitre 13 Radiobiologie

– l'irradiation peut être programmée en radiothérapie avant une greffe de moelle osseuse (irradiation corporelle totale) ; – l'irradiation peut être répétée, à très faible dose, comme par exemple dans la pratique professionnelle pour le personnel exposé.

6.1. Syndrome d'irradiation globale aiguë La survenue des signes cliniques et les effets secondaires sont directement liés à la dose et à l'index mitotique des tissus vu précédemment (tableau 13.11). Tableau 13.11  Récapitulatif des complications en fonction de la dose dans le cas d'une exposition accidentelle, corps entier. Dose unique en grays

Effets précoces

Effets tardifs

D