Imagerie par les rayons X et radioprotection
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IMAGERIE PAR LES RAYONS X ET RADIOPROTECTION A. RAMÉE*, C. PHILIPPE*, P. BOURGUET** * Hôpital Sud - Rennes ** CRLCC - Rennes 1 Imagerie par les rayons X et radioprotection 1. LES RADIATIONS IONISANTES Les bases physiques de l'effet des rayonnements sont supposées connues. Ce cours ne considère parmi les radiations ionisantes que les rayonnements électro-magnétiques (X et gamma) et même très particulièrement les rayons X diagnostiques. Les rayonnements de sources scellées ou non scellées de radioéléments à usage médical ou non médical posent d'autres problèmes. Les effets des radiations ionisantes sont décrits par niveaux successifs de l'échelle atomique, à la cellule, au tissu pour terminer à la population. 1.1. Mécanismes physico-chimiques Le rayonnement X interagit avec la matière ; il excite ou ionise les molécules qu'il rencontre ; crée des radicaux libres. Ce transfert d'énergie conduit à des réactions chimiques diverses. La plus fréquente, par la fréquence même des molécules d'eau dans les tissus est un effet oxydant, l'effet oxygène : H2O + photon OH + OH - OH + H+ H2 02 "eau oxygénée", oxydant puissant. Les effets sont directs lorsque la modification moléculaire concerne la molécule touchée par le rayonnement lui-même ou indirects lorsqu'ils sont secondaires à une action chimique exercée par une molécule excitée ou active. L'action indirecte par création de radicaux libres actifs est prédominante et très importante (effet oxygène par exemple : les lésions de radiothérapie sont plus importantes sur un tissu bien oxygéné qu'en tissu ischémique). Deux types de lésions chimiques moléculaires peuvent être créées : - lésions spécifiques de l'ADN : les chromosomes, faits d'ADN, sont porteurs de l'information qui régit le développement de la cellule et de l'organisme ; lésions de molécules banales, eau, graisse ou protéines banales : la perte fonc-tionnelle de quelques molécules n'a guère d'importance puisque leur nombre est élevé ; seul un grand nombre de lésions aura des conséquences. 1.2. Effets biochimiques sur l'ADN L'Acide Désoxyribo Nucléique est formé de constituants en nombre limité, les nucléotides, - 1 groupement phosphorylé, 1 sucre désoxyribose, 1 base parmi les quatre possibles (Adénine, cytosine, Guanine, Thymine). rangés parallèlement pour former une sorte d'échelle dont les montants sont faits par sucre et groupement phosphorylé pendant que les barreaux sont faits de la jonction de A et T ou de C et G. Cette échelle représente microscopiquement le chromosome par un double enroulement (double hélice). Le code génétique est assuré par la succession des triplets de trois fois deux bases (AT CG AT ou AT CG CG etc). Une molécule de protéine de 300 acides aminés est codée par la succession de 300 triplets. Un tel ensemble de triplets (plusieurs milliers parfois) constitue un gène. Une cellule humaine possède 50 000 gènes. A côté de séquences de gènes codants, il existe des gènes de régulation, répresseurs ou opérateurs. Le message génétique est transmis à la cellule par les ARN messagers. Deux fois 23 chromosomes chez l'homme. 2 Imagerie par les rayons X et radioprotection 1.2.1. Effets radiochimiques Les radiations ionisantes peuvent : - modifier les bases, nature ou ordre (modification ou mutation ponctuelle) non visible au microscope ; rompre un brin ou les deux brins du chromosome ; créer un pont (cross-link) par fusion entre deux ruptures entre brins d'ADN. Ces ruptures ou ponts de chromosomes aboutissent à des aberrations chromosomiques, délétion, translocation, inversion, anomalies qui sont visibles par l'étude du caryotype. Les lésions peuvent aussi toucher les ARN ou d'autres molécules fonctionnellement importantes (mitochondries). 1.2.2. Réparations Les chromosomes sont constamment soumis à des agressions physiques (chaleur) ou chimiques de sorte que des mécanismes de réparation sont indispensables et assurés par des enzymes spécialisées. 1.2.3. Conséquences des lésions dues à l'irradiation Mutation c'est-à-dire modification du patrimoine héréditaire : modification du patrimoine héréditaire transmis ou des facteurs de cancérogénèse. Mort cellulaire très rapide pour des doses élevées. Incapacité à se diviser, donc mort retardée et reconnue après quelques semaines ou mois. 1.3. Action sur les cellules 1.3.1. Relation dose/effet Les cellules soumises à l'irradiation souffrent par modification soit de leur composante spécifique (synthèse de molécules protéiques) soit du métabolisme banal (eau, graisse ou lipides de la paroi cellulaire). Cela se traduit par un ralentissement d'une culture de cellules, la mortalité cellulaire. La mortalité d'une culture cellulaire (de bactéries) irradiée est fonction de la dose (relation exponentielle) : - 30 Gy laissent survivre une moitié de la population cellulaire, 30 Gy supplémentaires tuent à nouveau une moitié de la population. n fois 30 Gy laisse survivre (1/2) n cellules. Pour les cellules d'organismes supérieurs, la dose efficace est beaucoup plus faible de l'ordre de 1 à 3 Gy. 1.3.2. Irradiation fractionnée (cellules de mammifères) Si deux séances d'irradiation sont séparées de quelques heures, tout se passe comme si la culture avait oublié la première irradiation. Des doses cumulées données par doses moyennes obtiennent un effet très inférieur à la même dose totale fournie en une seule fois. 1.3.3. Débit de dose faible 3 Imagerie par les rayons X et radioprotection Une irradiation prolongée continue ou répétée à faible dose (moins de 0,5 Gy/heure) sur une culture ne produit que des effets difficilement mesurables ; or les irradiations rencontrées dans la vie courante sont souvent de ce type, irradiation professionnelle ou médicale d'où les divergences sur leurs risques réels. 1.4. Effets tissulaires Un tissu ne se conduit pas comme un ensemble simple de cellules : la lésion tissulaire n'est visible que lorsqu'un nombre élevé de cellules est détruit ; cet effet n'est visible qu'après un délai et une dose-seuil. Des cellules peuvent avoir perdu toute capacité de reproduction et garder leur valeur fonctionnelle ; donc l'effet dépend aussi de la durée de vie spontanée de la cellule. Les cellules peuvent être distinguées en trois catégories en fonction des irradiations : - cellules souches, très sensibles ; cellules en voie de maturation, peu sensibles ; cellules matures insensibles et gardant leur fonctionnalité. 1.4.1. Tissu hématopoïétique - Les cellules souches irradiées ne fournissent plus de cellules différenciées ; celles-ci disparaissent après un certain délai. Les cellules différenciées (hématies) persistent jusqu'à leur mort naturelle et donc restent en circulation jusqu'à une centaine de jours ; n'étant pas renouvelées par suite de l'irradiation des cellules souches, leur nombre diminue progressivement ; ainsi s'explique la reconnaissance successive de la lymphopénie puis de l'anémie lors d'irradiations importantes. La radiosensibilité des cellules moyennement différenciées est inversement proportionnelle à la différenciation. Les muqueuses et l'épiderme ont le même type de réaction, mais le rythme de renouvellement des cellules est différent. 1.4.2. Le foie Les cellules hépatiques se multiplient peu ; elles meurent donc tardivement avec un délai commun à toutes, laissant un tissu détruit. Dans les organes formés de tissu différent (tissu spécifique, nerveux, hépatique) et contenant des structures différentes (vaisseaux), les effets des radiations dépendent du rythme d'irradiation, des doses, du type de réaction de chaque composante. Les effets se conduisent comme avec un seuil. 1.5. Action sur les organes et les individus De nombreuses sources permettent de connaître les effets des radiations ; leur valeur est très inégale. 1.5.1. Expérimentation - Culture bactérienne ou cellulaire : outre la vitesse de croissance d'une culture ou la mortalité cellulaire, on peut suivre les caractéristiques métaboliques ou les mutations. Irradiation d'élevage de souris : la taille réduite des animaux, leur rapidité de reproduction, l'existence de races pures donc bien connues génétiquement permet de suivre l'évolution de lignées sur des périodes prolongées, ce qui correspond à plusieurs dizaines de générations (certaines études équivalent à trois millénaires pour l'homme). Ces études permettent de quantifier l'apparition des mutations spontanées ou consécutives à des agressions environnementales. Si les effets de doses élevées, en une fois sont relativement faciles à reconnaître, les doses faibles doivent être étudiées sur des populations importantes ; plus la dose est faible, plus la population d'étude est importante, 4 Imagerie par les rayons X et radioprotection plusieurs centaines de milliers d'animaux pour des doses de quelques dizaines de rad (0,5 à 0,2 Gy). Si l'on veut étudier les effets d'une dose moitié la population doit être multipliée par quatre. On conçoit que les effets de doses très faibles soient inaccessibles à l'étude car elles mettraient en jeu des millions de souris suivies pendant des générations. Notons que des populations d'animaux ont été soumises à l'irradiation de 1 Gy par génération sans que l'on constate de modification de la fertilité ou du comportement ou de pathologie. On a ainsi étudié la fréquence des mutations, des cancers, la durée moyenne de vie, le poids de populations témoins ou après irradiation chronique selon des modalités variées (irradiations d'un sexe ou de femelles gravides, doses uniques ou fractionnées). L'analyse de populations animales ou végétales dans des zones où l'irradiation naturelle est élevée (Kerala sur la côte sud ouest des Indes, Brésil) permettait, par comparaison avec les populations de zones de référence la recherche des effets de doses chroniques. On a ainsi cru remarquer que le nombre de cancers spontané est moindre lorsque la population est soumise à une irradiation naturelle importante ! 1.5.2. Accidents d'irradiation de population L'industrie nucléaire et la recherche militaire ou civile ont créé des conditions d'accident ; comme pour l'aviation, les accidents sont répertoriés, analysés et exploités ; aucune industrie n'a été autant surveillée, même si certaines conditions ont conduit à dissimuler quelques données. - 1 mars 1954 : lors de l'explosion d'une bombe atomique USA dans le Pacifique, 100 habitants des îles Marshall et 23 pêcheurs japonais reçoivent 70 à 380 rad ; les pêcheurs seront suivis ainsi que leur descendance. - 1983, Mexique : la source d'une bombe de radiothérapie au cobalt est récupérée par des ferrailleurs et sert à fabriquer du fer à béton : 5 personnes ont reçu 100 à 500 rad et 300 des doses moindres. - 1986, Tchernobyl : 22 personnes ont reçu plus de 8 Gy, 203 plus de 1 Gy et un nombre important de militaires ont reçu des doses concertées donc restant dans les limites autorisées par la radioprotection et dans des conditions exceptionnelles lors des opérations de sauvetage. M. Bertin, D. Hubert, J. Lallemand. Bull cancer/radioth 1994 ; 81: 275-283 - Irradiés aigus : 3 disparus ou morts immédiates, 28 décès imputables à l'irradiation, 238 irradiés à 1 Gy ou plus dont 50 à plus de 4 Gy en irradiation externe, 16 ne travaillaient plus et 59 avaient un taux d'invalidité. Certaines données laissent septique sur ce nombre, la construction du sarcophage a placé des individus à des débits de 250 mGY/min et le nombre d'irradiés pourrait avoir été plus important. - Cancer de thyroïde de l'enfant Évolution en Bielorussie (tableau 1) 86 2 87 4 88 5 89 6 90 29 91 57 92 66 93 79 Tableau 1 - Délai d'apparition rapide. - Frappe particulièrement chez les enfants irradiés in utero (8), avant 2 ans (54) sur 251 ; les autres ont été dépistés avant 12 ans. - Par comparaison, IGR a traité 106 cancers de thyroïde avant 17 ans sur 2200 cancers de thyroïde à tous âges. - Probablement 20 000 enfants ont reçu au moins 1 Gy sur la thyroïde et quelques milliers plus de 5 Gy. - Cancer de la thyroide de l'adulte 5 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Augmentation plus discutable ; 130 cas avant et 300 après mais le relevé statistique est discutable. - Autres cancers - Aucun effet encore enregistré, mais à Hiroshima le délai était 10 ans. - Malformations congénitales - Aucune donnée fiable pour une augmentation de fréquence. - Par ailleurs, on connaît l'existence des accidents de : - Three Miles Island (USA 1979) : dose considérée comme négligeable ; - Windscale (GB 1957) : mal connu dans ses effets - Khyshtym (URSS) vers 1957 ou 1958 : très mal connu. - Accidents isolés - En recherche atomique : 12 accidents avant 1965, 1 depuis 1965, 9 morts et 37 survivants. - Industrie ou médecine : - sources de Co60 ou Ir 191 mal utilisées, - irradiation globale (24 accidents, 17 morts, 38 survivants), - irradiation localisée (115 accidents, 156 morts). - Contamination par des sources non scellées : les accidents graves sont rares. 1.5.3. Observations humaines de masse On ne peut considérer les bombes sur Hiroshima et Nagasaki comme une "expérience", mais elles ont conduit à la mise en place d'une surveillance pendant plus de 40 ans des personnes irradiées (109 000 à Hiroshima, 178 000 à Nagasaki) de leur descendance et de populations témoins ; jusqu'à 500 personnes ont assuré cette surveillance, mortalité, naissances, malformations, maladies, croissance, en fonction des doses calculées (en fait, ces dernières étaient beaucoup moins précises à Nagasaki). 1200 personnes ont reçu 3,3 Gy, dose proche de la DL50 et 12 ont fait une leucémie (contre une prévision de 1) ; aucun homme ayant reçu moins de 1 Gy n'a fait de leucémie. 400 à 500 cancers en plus que la quantité prévue sont survenus sur les 80 000 morts survenus entre 1950 et 1978 (soit environ 15 000 morts par cancer). Les morts par cancer liés à l'irradiation sont 1/20 des morts liés au tabac dans la même population. Aucun effet génétique n'a (déjà) été constaté sur cette population. Patients traités médicalement Actuellement : - 80 000 malades subissent une radiothérapie chaque année en France. Autrefois : - traitement "fonctionnel" de périarthrites, de spondylarthrites ; teignes (300 rad pour obtenir une calvitie) ; hypertrophie thymique du nourrisson, mastose ou fibrome utérin traités par radiothérapie ; tuberculoses surveillées par radioscopies itératives ; persistance dans le foie de thorium radioactif du "thorotrast" injecté pour des angiographies. - Travailleurs dans des mines d'uranium (USA, Canada, Tchécoslovaquie). Peintres sur cadran lumineux de montres : le radium est utilisé pour stimuler la luminescence, les peintres lissaient leur pinceau avec la bouche. Radiologistes et manipulateurs : la dose moyenne annuelle atteignait 1 Gy vers 1930, 1 rad vers 1960, elle est de 0,2 rad actuellement ; la palpation sous écran était la règle pour rechercher des - 6 Imagerie par les rayons X et radioprotection - points douloureux, comme la tenue des malades pendant les clichés ; paravents et tabliers de plomb n'étaient pas utilisés de manière systématique avant 1960. Centres nucléaires : ces populations ont été suivies avec attention ; en étude globale, aucune augmentation du nombre de cancers (en France les statistiques ne peuvent être obtenues, en partie pour des raisons de confidentialité : la cause de mort est une donnée anonyme et ne peut être rendue publique). 1.5.4. Observations diverses De nombreuses observations d'augmentation de fréquence des cancers, des leucémies, des malformations, de modification du sex-ratio ont été rapportées dans certaines situations : - l'environnement de centres nucléaires ; pilotes volants à très haute altitude, (Concorde, avions de chasse) ; etc... On ne peut éliminer la relation entre faibles doses et effets, mais on doit remarquer les causes de biais statistiques : - les effets étudiés sont fréquents, non spécifiques et banals (cancers) ; la recherche systématique d'un phénomène en augmente inévitablement la fréquence : - ces recherches se font sur des populations peu nombreuses ; généralement, ces études proposent la démonstration d'augmentation d'un seul effet sans modification des autres effets comme si en un endroit seuls les carcinomes augmentaient, en un autre les leucoses et dans un troisième le sex-ratio était seul concerné. Rappel de fréquence de certains effets chez l'homme - Le cancer est fréquent : 22% des décès sont dus au cancer en France. La fréquence du cancer répond à des causes variées et souvent inconnues : le cancer du sein est 6 fois plus fréquent aux USA qu'au Japon et des variations notables sont reconnues en France, la fréquence du cancer d'oesophage ou d'estomac. L'influence des facteurs environnementaux, tabac (mis en ccause dans 40% des cancers), alcool (mis en cause dans 40% des cancers, parfois en association avec le tabac), alimentation, virus, soleil sur la peau (les mélanomes augmentent de 1% par an); les radiations sont une cause estimée de 1% parmi les facteurs environnementaux. Dans ces conditions, sans nier la possibilité d'un risque, les démonstrations du risque lié au radiodiagnosticc sont peu convaincantes car très difficiles à apporter. 2. RADIOPROTECTION ET RADIOBIOLOGIE 2.1. Effets cliniques des radiations Les lésions radiques sont variées, action sur l'ADN ou sur des éléments chimiques banals, eau, graisse, tissu musculaire, organes redondants comme le foie ou très spécialisés comme le tissu nerveux. On distingue donc quatre catégories d'effets cliniques: - effets somatiques proportionnels, effets somatiques aléatoires = cancers, effets génétiques, effets tératogènes. 2.1.1. Effets somatiques proportionnels 7 Imagerie par les rayons X et radioprotection Pour des doses relativement importantes, plusieurs Gy ou plusieurs dizaines de Gy, des effets constants se produisent (avec quelques variations individuelles de dose) ; on estime qu'ils sont essentiellement dûs à l'importance des lésions non spécifiques, molécules banales, et que les réparations n'ont pu se faire. Ils sont bien connus en radiothérapie pour les doses locales. 2.1.1.1. Irradiation aiguë globale C'est l'irradiation del'ensemble du corps en une ou plusieur sfois < 0,3 Gy : aucun effet sauf une baisse momentanée des lymphocytes. < 1 Gy : les effets cliniques sont réversibles sans traitement. Hospitalisation inutile. Entre 1 et 2 Gy : nausées, asthénie mais récupération en milieu médical et surveillance sans traitement. > 2 Gy - : les signes biologiques apparaissent et évoluent en quatre phases : initiale de 2 à 3 jours : nausée, fièvre, chute des lymphocytes et polynucléose neutrophile ; latence de quelques jours (doses élevées) à deux semaines (3,5 à 4,5 Gy soit DL 50) ; phase critique marquée par asthénie intense, fièvre élevée, ulcérations buccales. Dans le sang, globules blancs et plaquettes sont diminués : risques liés à l'anémie et aux infections ; phase de récupération : après une semaine d'aplasie, sa durée est variable. 8 à 12 Gy : diarrhée, hémorragies intestinales ; la latence est courte et le pronostic très sombre en l'absence de greffe de moelle. En cas d'irradiation accidentelle - une désorientation et des signes neurologiques signifient une dose supérieure à 15 Gy, nausées et vomissements une dose supérieure à 1 GY, baisse des lymphocytes au troisième jour une dose de 1 à 2, 5 Gy, une altération du caryotype est reconnue et considérée comme fiable pour une dose supérieure à 0,3 Gy. La DL 50 chez l'homme est entre 3,5 et 4,5 Gy en l'absence de traitement. Sur le chien, l'effet du débit de dose (tableau 2) sur la DL 50 à 30 jours est : Débit en rem/mn 1 10 50 DL 50 en rem 600 +/- 30 rem 500 +/- 20 rem 300 +/- 20 rem Tableau 2 2.1.1.2. Irradiation aiguë partielle - Testicule : la fonction endocrine n'est pas altérée pour des doses courantes. Une oligospermie s'installe pour 0,3 Gy. Stérilité temporaire (azoospermie) de 3 mois à 2 ans pour 2 Gy et définitive pour 6 Gy - Ovaire : une ménopause artificielle est obtenue pour 15 Gy à 25 ans et 7 Gy à 40 ans. Une irradiation importante mais n'entraînant pas de stérilité ne semble pas, chez l'animal, entraîner de lésions génétiques si l'on attend 1 à 2 ans. - Peau : - "dose érythème" utilisée autrefois en radiothérapie, 3 à 8 Gy - alopécie temporaire 3 Gy 8 Imagerie par les rayons X et radioprotection - définitive 10 Gy épidermite sèche 5 à 6 Gy Pour des doses supérieures à 10 Gy, des lésions vasculaires dermiques appa-raissent au bout de quelques mois. Organes profonds : des lésions définitives apparaissent après radiothérapie pour des doses tissu : - coeur rein poumon tube digestif moelle épinière cartilages de conjugaison altérés : 50 Gy 30 Gy 25 Gy 30 Gy fractionnés sur plusieurs semaines 40 Gy paraplégie après 2 ans 5 Gy Rappel : les doses utilisées en radiothérapie varient selon les cas ; le radiothérapeute choisit le meilleur compromis entre une dose tumeur qui doit être obtenue : - 40 à 50 Gy dans une maladie de Hodgkin, 80 Gy dans un carcinome du sein ou du poumon. Il est évident qu'un tel chiffre donné isolément n'a aucune signification sans être accompagné des autres éléments descriptifs (champs, fractionnements, etc.) et le mini-mum sur les organes voisins, en tout cas une dose n'entraînant pas de dégâts fonctionnels. 2.1.1.3. Irradiation chronique Pour des irradiations prolongées sur de longues périodes, on n'observe des lésions que pour des doses supérieures à 0,5 rad / jour (5 mGy) et plusieurs Gy au total soit plusieurs années. - Peau : les poils disparaissent, la peau est fine, sèche par disparition des glandes sébacées, fragile ; les premiers signes de radiodermite des chirurgiens ou dentistes sont la perte des poils de la main. Les cancers apparaissent pour des doses supérieures à 10 Gy, mais avec une faible fréquence. Cataracte : n'est jamais rencontrée pour des doses inférieures à 10 Gy par RX. Longévité : à Hiroshima, en dehors des cancers, aucun effet sur la longévité et aucune autre maladie n'a été constatée. 2.1.2. Effet tératogène L'irradiation d'un enfant (blastocyste, embryon ou fœtus) pose des problèmes spécifiques. On doit retenir la fréquence des malformations spontanées, de l'ordre de 3 % des naissances, indépendamment de toute irradiation. Les lésions dépendent du stade de développement. 2.1.2.1. Avant la nidation Le retard de règle n'est pas survenu et donc une mort de l'oeuf n'est pas reconnue : la lésion d'une cellule du blastocyte peut avoir deux destinées, soit elle entraîne la mort du blastocyte, ce qui n'est pas remarqué, soit la cellule meurt seule et le blastocyte se développe comme si rien n'était survenu. C'est la loi du tout ou rien. 2.1.2.2. Pendant l'organogénèse (formation des organes) Du 10ème jour à la fin du deuxième mois : - une lésion est identique quelle qu'en soit la cause (il n'y a pas de lésion caractéristique d'une cause), une lésion est toujours la même au même stade de développement (anomalie oculaire, des membres ou cardiaque). 9 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ces faits sont bien connus par les conséquences de la rubéole et depuis l'expérience de la thalidomide. Une irradiation importante pourrait produire des lésions, mais aucun cas clinique n'a encore été rapporté chez l'homme. 2.1.2.3. Stade fœtal L'irradiation de fœtus pendant le traitement par curiethérapie de cancers du col utérin a montré qu'une dose de 25 à 50 rad entraîne une microcéphalie ou un retard mental. Le retentissement semble pourtant essentiellement le cancer radio-induit, car les lésions somatiques telles qu'elles ont été décrites (microcéphalie) mettent en jeu des doses inconcevables en radiodiagnostic. 2.1.3. Effets cancérogènes L'apparition de cancers n'est pas constante pour un niveau d'irradiation donné ; ce risque aléatoire (stochastique) a été étudié sur les zones traitées par radiothérapie ou sur les victimes d'irradiation professionnelle, ou d'Hiroshima. Indiscutablement un excès de cancers a été démontré. Le délai d'apparition de ces cancers est 10 à 15 ans : au-delà de 25 ans, la fréquence est revenue à la normale. Une dose de 2 à 6 Gy est suffisante. Le débit de dose est important : à dose égale le risque est 2 à 10 fois moindre pour des doses fractionnées. Certains types de rayonnement (neutrons ou alpha) sont plus dangereux que RX ou électrons. Le cancer survient sur la zone irradiée. Les leucémies toucheraient les sujets irradiés globalement plus que les irradiations locales et pour des doses supérieures à 1 Gy. Le délai d'apparition des leucémies est de 5 à 10 ans pour les enfants, 10 à 15 ans pour les adultes, alors que les enfants irradiés pendant la grossesse font une leucémie avant la 6ème année. Les cancers induits correspondent aux cancers les plus fréquents spontanément, encore que certains organes soient plus fragiles, (thyroïde, sein, poumon, leucémie). Les carcinomes apparaissent entre 15 et 40 ans après l'irradiation. Les sujets jeunes sont plus sensibles que les adultes. 2.1.3.1. Les faibles doses et les cancers Les risques liés aux faibles doses sont un sujet de controverse ; l'environnement ou l'écologie préoccupent car l'industrie nucléaire comme la médecine dispensent des doses faibles mais à une proportion très large de la population. Il n'a pas été possible de montrer par des études individuelles des effets proportionnels pour des doses inférieures à 0,2 Gy. Ces faibles doses ne font courir des risques que très peu visibles ou à un nombre très limité de personnes. Ces risques n'ont aucune spécificité et sont donc semblables à ceux qui sont déclenchés par d'autres facteurs environ-nementaux, tabac, alcool, toxiques industriels, alimentation, transports, etc. Pour prévoir la fréquence des risques, on admet des hypothèses : - les doses reçues se cumulent, les effets sont proportionnels aux doses, il n'existe pas de seuil, l'effet sur une population est la somme des effets pour chaque habitant. La base de raisonnement est la suivante : 10 Imagerie par les rayons X et radioprotection - l'effet de 1 Gy sur 10 000 habitants est le même que celui de 1/100 Gy sur 100 fois plus d'habitants c'est-à-dire de 1 rem sur 1 000 000 hts. Cette hypothèse est pessimiste par rapport aux connaissances acquises : la fréquence des cancers après radiothérapie est inférieure au taux attendu lorsque la dose est inférieure à 1 Gy et l'expérimentation animale montre également une survenue faible ou nulle au dessous de 0,5 Gy. Cette conception ne retient pas l'hypothèse de la réparation de l'ADN, ni même l'effet du fractionnement. 2.1.3.2. Probabilité des cancers liés à l'irradiation 2.1.3.2.1. Estimation du risque Un chiffre communément admis est : - Si 10 000 hommes reçoivent chacun 1 rem sur une région du corps, 1 cancer serait déclenché sur cette région. D'autres admettent plutôt 100 000 homme.rem pour un cancer. Sur les données japonaises, le risque de leucémie est de 30 leucémies pour 10 000 hommes ayant reçu 1 Gy soit 30 cas pour 1 000 000 d'homme.rem (noter que 4 000 hommes ont reçu 1 Gy ou plus). Selon les auteurs, l'irradiation médicale entraînerait entre 70 et 300 morts par cancer chaque année en France. Hors du radiodiagnostic, des risques radiques spécifiques sont connus, la thyroïde et l'iode radioactif, l'os et le strontium 90. 2.1.3.2.2. Constatations cliniques Un travail a consisté à comparer le nombre de cancers attendus avec ceux qui surviennent sur une population ayant reçu une dose élevée thérapeutique. Cancers secondaires chez 82 000 femmes traitées par radiothérapie pour cancer du col de l'utérus (tableau 3). Organe étudié Vessie Côlon Estomac Pancréas Sein Thyroïde Dose (Gy) prédits 475 100 60 25 37 50 30 5 2 1,5 0,35 0,15 Cancers en excès constatés 85 15 3 9 -101 15 Tableau 3 La dose reçue par chaque organe dépend de sa localisation par rapport à l'utérus irradié. Un certain nombre de cancers surviennent spontanément. Les relations dose/effet prédisent l'apparition de cancers radio-induits et effectivement un nombre accru de cancers est noté, cependant il est nettement inférieur aux prévisions. Pour le sein, la castration assurée par la radiothérapie pelvienne a joué un rôle protecteur contre le cancer. (d'après Boise dans Tubiana Que sais-je ?) Aucune augmentation de fréquence des cancers n'a été notée à Hiroshima lorsque la dose est inférieure à 0,5 Gy ; certains admettent même que la fréqence spontanée des cancers y a été inférieure à la fréquence attendue lorsque la dose avoisinait 0,1 Gy. 11 Imagerie par les rayons X et radioprotection 2.1.3.2.3. Modélisation du risque Plusieurs modèles théoriques ont été proposés pour lier dose et effet. L'hypothèse retenue de principe est celle de la proportionnalité linéaire de la dose et de l'effet ; si la dose est moitié, le risque est moitié. Il n'existe aucune dose sans risque. On peut aussi admettre qu'un seuil existe : au-dessous de celui-ci, les faibles doses n'ont aucune conséquence ; les phénomènes de réparation peuvent justifier cette conception. L'effet peut être lié mathématiquement par une fonction plus complexe : - effet quadratique = ax dose 2 (dose au carré), - effet linéaire quadratique = ax dose 2 + dose. Dans ces deux cas, l'effet est très faible à dose faible et proche du linéaire à forte dose (voir une parabole où les branches sont quasiment droites à partir de quelques unités). Si l'on conserve, dans toutes les réflexions sur la radioprotection cette hypothèse de linéarité, l'une des deux dernières hypothèses est certainement plus proche de la réalité. 2.1.3.2.4. Rôle de la statistique et de la fréquence spontanée des cancers Les cancers tuent 22 % des personnes en France, et le taux est voisin dans tous les pays, mais la fréquence par organe subit des variations extrêmement importantes, y compris dans un même pays comme la France ; certaines causes sont admises comme alcool ou tabac mais ne peuvent expliquer toutes ces variations ; le cancer du sein varie de 1 à 2 dans des pays comme la France ou l'Italie selon les régions. Sur un million de personnes, 220 000 présenteront un cancer : - 150 000 morts par cancer par an en France.(sur 570 000 morts) mais la totalité des cancers radio-induits seraient au nombre de quelques dizaines à quelques centaines. - 37 000 morts seraient liées au tabac et environ 300 liés à la radiologie. Une étude statistique d'évaluation des risques radiques exigerait de suivre, en connaissant parfaitement les doses et leurs conditions techniques (région irradiée, localisation, etc.) des centaines de milliers de sujets, tout en connaissant parfaitement la fréquence des cancers spontanés : deux conditions irréalisables. 2.1.3.2.5. Exemple de Tchernobyl 130 000 personnes qui se trouvaient dans la région ont reçu entre 0,04 Gy et 0,4 Gy. Cette population devrait faire naturellement 17 000 cancers en 70 ans. L'extrapolation des doses donne une probabilité de 270 cancers induits ( en fait ce nombre est déjà dépassé). 30 % des habitants fument 15 cigarettes en moyenne ; il suffirait que la consommation de tabac augmente de 1 cigarette quotidienne par fumeur pour que le nombre de cancer augmente de 350, soit plus que cette irradiation accidentelle ! Les dernières données (1993) semblent montrer une très nette augmentation des cancers de thyroïde. 2.1.4. Effets génétiques 12 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les mutations spontanées ne sont pas exceptionnelles (3 % des naissances ont une anomalie génétique) ; elles se manifestent différemment selon leur caractère dominant, récessif, la régularité des apparitions, le type (chromosomique ou génique). Les mutations ou lésions chromosomiques ont des causes autres que les radiations (alimentation et drogues, chaleur, etc.). Ces causes interviennent différemment selon les espèces et l'on doit éviter de transposer entre espèces. Une base théorique de réflexion est la dose doublante, dose radique qui entraîne un doublement des anomalies par rapport à la fréquence des anomalies spontanées, fréquence bien connue dans les espèces d'élevage (souris ou drosophile). Cette dose doublante serait estimée entre 0,5 et 2,5 Gy sur ces animaux. Aucune mutation n'a été démontrée chez l'homme dans les populations exposées à des doses chroniques, l'irradiation naturelle peut être décuplée dans certaines régions. L'homme n'est pas un bon sujet d'observation : faible fécondité, exposition à des facteurs multiples agissant sur la fécondité et la conception, modification volontaire de certains effets (infanticide sélectif par avortement pour éliminer des malformations dépistées). Seuls les sujets en âge de procréer sont sensibles au risque génétique ; un homme ou une femme après 50 ans a une espérance de nouvelle descendance assez faible. Par contre un enfant a tout son avenir génétique devant lui ; il doit donc être protégé, l'homme ou la femme de 20 ans de la même manière. En résumé le CIPR estime que les risques génétiques sont 3 fois moindres que le risque de cancers. Anomalie génétique incidence spontanée génération Première dominante/liée sexe Transmission irrégulière Récessif Anomalie chromosomique Accroissement par rapport à l'incidence naturelle 10 000 90 000 2 500 3 400 0,02 % 15 4,5 2,4 0,15 % 10ème 100 45 insignifiant 4 Tableau 4 : Effets présumés de 0,01 Gy par habitant. Données admises pour 1 million d'habitants et par génération 2.1.5. Conclusion Tout exposé sur les dangers de l'irradiation ouvre une polémique. La majorité des gens, y compris les médecins ont une opinion sur le sujet, sans même avoir commencé à essayer de le comprendre. On est généralement contre le SCPRI, organisme gouvernemental français, contre le Pr X défendant sa spécialité, contre les radiologues qui gagnent de l'argent avec les examens qui leur sont demandés par les médecins. Or le SCPRI ne défend que les positions admises par des experts mondiaux (CIPR), le Pr X est un meilleur connaisseur du cancer d'une part et des radiations d'autre part, les radiologues ne font qu'exécuter les actes qui leur sont demandés. Souligner de manière automatique que les rayons X sont dangereux pour valoriser l'IRM relève de la propagande et non pas de l'information. Il est exceptionnel qu'une discussion se fasse sans excommunication. Il est inacceptable que les radiodiagnosticiens, par contre, n'aient pas les connaissances physiques et pathologiques minimales. Les rayons X comportent un risque, probablement très faible ; notre pratique doit réduire ce risque pour les malades ; sauf cas particulier, ce risque est aujourd'hui absent pour les opérateurs qui respectent les règles officielles. 13 Imagerie par les rayons X et radioprotection Bibliographie : les références sont nombreuses. Radiobiologie et radioprotection M. Tubiana et M. Bertin. Que Sais-je ? 1989 Les effets biologiques des rayonnements ionisants. M. Bertin. Electricité de France 1987 ont été très utilisés pour ce cours. 2.2. Irradiation de la population Nous baignons naturellement dans un monde de rayonnements ; les rayonnements électro-magnétiques de radiodiffusion, de télévision ou des appareils ménagers électriques à haute ou basse tension pourraient représenter un risque de santé non encore démontré. De même l'humanité a toujours vécu dans un monde de rayonnements ionisants naturels domaine qui s'est étendu pendant ce siècle par l'industrie et la médecine. 2.2.1. Irradiation naturelle Trois sources d'irradiation. - - - Irradiation cosmique, venant de l'espace, atténuée par l'air atmosphérique. Elle vaut environ 0,35 mSv par an au niveau du sol, mais croît avec l'altitude, 1 mSv à 2000 mètres ; les pilotes de Concorde, Boeing ou d'avions militaires au-delà de 10 000 m peuvent recevoir une dose annuelle proche de la dose maximale admissible ; un voyage Paris -New York A+R représente 0,6 mSv. Une semaine de ski à 1 500 m entraîne une irradiation supplémentaire de 5µSv/semaine. Irradiation terrestre, venant des éléments naturellement radioactifs, uranium, radium, radon, valeur équivalente 0,4 mSv / an. Certaines régions de nature géologique primaire (granit) fournissent une dose 5 à 10 fois plus importante : Bretagne côtière, massif central (1mSv/an), Forêt Noire, presqu'ile indienne (8 mSv), Etat de Minaes Geraes au Brésil (10 mSv / an). Irradiation interne, d'origine alimentaire, correspondant au C14 ou au K40 créés par le rayonnement cosmique sur azote ou Argon de l'air : 0,2 mSv, ou respiratoire par inhalation de radon exhalé par les pierres des habitations et confinés dans les locaux peu ventilés (5,7 mSv/an en Finistère, Creuse ou Loire, ). Au total, la dose naturelle avoisine en France 1,2 à 2 mSv par an (0,003 mSv ou 3 µSv par jour) ; cette dose peut servir de comparaison avec l'irradiation d'un examen médical : la dose aux ovaires lors d'un examen pulmonaire vaut 0,03 mSv donc 10 jours d'irradiation naturelle dans une région peu irradiante ou une semaine d'irradiation supplémentaire en cas de voyage aux sports d'hiver. La dose totale peut être 5 à 10 fois plus importante en certains points de France 2.2.2. Irradiations artificielles - Écrans TV et informatiques : un écran de télévision couleur reçoit des électrons de 25 KV et fabrique donc des RX. 0,1 mSv / an - Cadrans de quelques montres ou réveils phosphorescents (des radioéléments : radium autrefois, tritium aujourd'hui excitent la luminescence). < 0,01 mSv - Séquelles des essais nucléaires militaires dans l'atmosphère des années 45 /56 : 0,08 vers 1970 à 0,02 mSv /an vers 2000. (dose décroissante avec le temps) - Industrie nucléaire civile : 0,02 mSv au voisinage d'une centrale électrique 0,05 mSv au voisinage de la Hague 2.2.3. Irradiation médicale 14 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Radiodiagnostic : 0,5 à 1 mSv / an (moyenne sur la population). Cette dose est soumise à deux facteurs contradictoires, l'amélioration des techniques (écrans terre rare, localisation du faisceau, etc.) et l'augmentation de consommation d'actes particulièrement marquée en France (5 000 radiologues en France, 3 000 en RFA de population équivalente), avec un taux de croissance de 7 % par an soit doublement en 12 ans. Il est difficile de la déterminer avec précision, en France particulièrement, où aucune étude de ce type n'est faite. Le problème de cette irradiation est la part importante d'actes systématiques, de dépistage, de sécurité ou de qualité d'examen qui ne servent pas réellement au diagnostic positif : radiographies médico-légales en urgence, poumons pré-anesthésiques ou de bilan d'entrée, radiodentaires ou esthétiques, etc.. Chaque année, en moyenne un français subit plus de un examen radiologique : 65 millions d'examens radiologiques par an dont 20 millions de poumons. - Médecine nucléaire (isotopes) beaucoup moins irradiante : < 0,1 mSv. - Les doses dues à la radiothérapie ne doivent pas être comptabilisées, car elles ne s'adressent qu'à des personnes bien définies où le risque est partie intégrale de la thérapeutique : < 0,05 mSv. 2.3. Exposition des malades en radiodiagnostic Pour définir l'irradiation diagnostique on doit d'abord définir les termes. - Dose d'exposition : dose à laquelle est soumise une partie ou la totalité d'une personne. Quantité d'énergie atteignant la zone intéressante, dans le faisceau primaire (main, champ d'entrée) ou dans le rayonnement secondaire (gonades situées à une certaine distance du faisceau primaire). Elle était mesurée en Roentgen, unité obsolète, aujourd'hui ou parle de Gy dans le premier centimètre parcouru dans l'objet ou de Coulomb/kg de matière dans le faisceau. Elle peut être rapprochée de la dose à la peau au niveau du champ d'entrée. - Dose intégrale d'exposition : somme des doses reçues par le sujet sur le ou les champs d'exposition ; elle peut être enregistrée par un dosimètre placé sur le collimateur-centreur lumineux après les volets de localisation ; cette dose se mesure en Sv x cm2 ; cette méthode est obligatoire en RFA. - Dose absorbée : dose réellement absorbée par chacun des organes ; elle ne peut être que calculée et dépend de nombreux facteurs. Le calcul d'estime de does absorbée tient compte de nombreux facteurs : - pour une radiographie donnée(région, nombre de films) - un patient donné (épaisseur, position, composition), . on peut connaître les constantes (KV, mAs, temps, filtration, champ couvert) . utiliser des tables qui définissent la correspondance avec la dose d'exposition sur un organe donné (ovaire, foie ou moelle osseuse) . en déduire la dose absorbée par cet organe - Dose absorbée intégrale : si 1 cm3 a absorbé une dose connue, on fait la somme des doses reçues par chaque unité du volume de l'organe et l'on a ainsi la dose intégrale absorbée, ce qui donne des valeurs considérables, parfois confondues avec les précédentes. On a vu aussi additionner les doses reçues par chaque coupe de scanographe et aboutir à des doses de plusieurs dizaines ou une centaine de cGy sans définir la notion de dose intégrale, alors que la dose en scanographie est due presqu'uniquement à la coupe elle-même et peu à ses voisines. Ainsi il est essentiel de bien définir quelles valeurs sont utilisées lorsque l'on parle d'irradiation. 15 Imagerie par les rayons X et radioprotection 2.3.1. Conditions d'irradiation 2.3.1.1. Radio classique 2.3.1.1.1. Géométrie Champ d'entrée : la surface d'entrée reçoit la dose d'exposition ;et la dose intégrle d'exposition cette dernière double de 18 x 24 à 24 x 30 (approximativement). Volume : ce champ d'entrée multiplié par l'épaisseur fournit le volume irradié ; la dose d'exposition en profondeur diminue progressivement avec l'atténuation du rayonnement. La dose de sortie est en radiologie à peu près constante, la dose d'exposition du film restant identique pour former l'image (pour un même type d'écran). La distance foyer peau joue dans la différence de dose d'exposition entre entrée et sortie ; pour réduire l'irradiation globale il faut augmenter la distance foyer - peau (application de la loi de l'inverse carré). Dose hors champ : un organe située en dehors du faisceau direct ne reçoit qu'une irradiation pratiquement nulle du tube et de ses localisateurs (comme le montre l'image du film où les zones hors faisceau sont blanches) ; par contre elle reçoit du rayonnement diffusé par le volume directement irradié. Du fait de l'imprécision des localisateurs, on admet que cette sécurité n'est obtenue qu'au-delà de 2 à 3 cm du champ lumineux matérialisé. Lors des clichés du membre supérieur ou dentaires le bassin peut se situer en prolongement du faisceau direct. 2.3.1.1.2. Constantes KV + filtre : en toute rigueur de radioprotection le faisceau primaire devrait avoir une filtration croissante avec le KV. Il a été question aux USA d'imposer une telle filtration variable, certains appareils vendus en Europe permettent ce choix ; en pratique il a paru préférable d'imposer une filtration fixe de 2 mm d'Al, compromis qui réduit les doses à la peau. Une valeur recommandée de filtrage pourrait être : Tension < 50 KV 50 - 70 KV > 70 KV > 100 KV Filtrage 0,5 mm Al 1,5 mm Al 2,5 mm Al 0,1 mm Cu + 1 mm Al Tableau 5 Écrans renforçateurs : nous avons vu que les écrans rapides et très particulièrement les écrans aux terres rares réduisent la dose d'exposition de 4 à 8, donc l'irradiation du malade (et l'usure des matériels). Nombre de clichés : évidemment la multiplication des clichés augmente la dose absorbée, mais seule la dose absorbée aux organes se cumule, les doses à la peau de face et celles de profil ou en oblique ne s'additionnent pas. 2.3.1.2. Scanographe 16 Imagerie par les rayons X et radioprotection Pour des coupes jointives de 10 mm avec une rotation de 360° la dose maximum est de l'ordre de 3 cSv à peu près homogène sur toute la coupe. Cette dose est due au rayonnement direct dans chaque coupe, très peu au rayonnement diffusé venant des coupes voisines. Un coefficient correcteur doit être apporté lorsque l'irradiation augmente avec la multiplication des coupes, avec le passage à des coupes plus fines (augmentation des mAs), les coupes chevauchantes, la répétition de coupes au même point. 2.3.2. Doses reçues par un organe sensible La dose reçue par un organe profond peut être : - soit directe, lorsque cet organe est dans le champ (ovaire dans un cliché de bassin ou cristallin sur un cliché de sinus) ; la dose est alors élevée, particulièrement lorsque l'organe est proche du champ d'entrée ; soit diffusée, correspondant à un rayonnement traversant les tissus ; les ovaires sont exposés dans un cliché de thorax bien localisé, ou la thyroïde dans une radio de colonne lombaire ; cette dose est considérablement inférieure (1/1000 de la précédente ou moins encore). Cette différence doit toujours être soulignée. Tissus sensibles La peau au niveau d'entrée reçoit la dose la plus élevée ; c'est aussi la zone source de la plus forte diffusion vers l'extérieur. Les gonades sont des organes fragiles, mais la différence est grande entre hommes et femmes. - Femmes : les ovaires sont profonds, à mi-distance entre plans antérieur et postérieur ; ils sont irradiés essentiellement dans les examens abdominaux ou du bassin. La dose reçue par l'utérus et le fœtus est assimilée à celle de l'ovaire. - Hommes : la position superficielle des testicules crée une différence considérable entre les clichés en AP (antéro-postérieur) où le testicule reçoit la dose d'exposition d'entrée et la position PA où le testicule reçoit une dose 100 fois moindre du champ de sortie. 2.3.3. Calcul de dose pour une exposition Chaque cliché délivre une exposition particulière. Cette exposition peut être calculée en déterminant successivement : - le débit de dose dans l'air délivré par un tube radiogène selon les caractéristiques du courant alimentant le tube, la dose à la surface d'entrée dans la région radiographiée, la dose absorbée à une profondeur donnée de cette région, de la dose intégrale sur la région radiographiée, il est alors possible de se rapporter à des tables qui indiquent la dose reçue et absorbée par chaque organe. 2.3.3.1. Dose dans l'air La dose dans l'air correspond à la dose absorbée par un volume infiniment petit d'eau dans l'axe d'un faisceau de 30 cm x 30 cm de côté à une distance définie de la source. Cette dose Da pour 1 mAs dépend du type de générateur, de la filtration, du KV. 17 Imagerie par les rayons X et radioprotection KV Filtration en mm Al 2 0,039 0,070 0,130 0,176 0 0,046 0,083 0,155 0,213 50 70 100 120 2,5 0,032 0,061 0,113 0,155 Tableau 6 : Dose en mGy / mAs à 100 cm du foyer dans un champ de 30 cm de côté Correction de Da pour un générateur monophasé D triphasé Da mono = a 1, 8 Correction de Da pour un champ de 10 x 10 cm : Da x 0,92 2.3.3.2. Dose à l'entrée dans le milieu pour 1 mAs 100 2 x Facteur rétrodiffusion (Dist Foyer entrée) 2 avec le facteur de rétrodiffusion lié à l'énergie en kV (FRD) De = D a x kV 50 70 100 120 FRD 1,25 1,35 1,46 1,5 Tableau 7 2.3.3.3. Dose en profondeur La dose en profondeur Dz, dose d'exposition après atténuation par les tissus déjà traversés, dépend à son tour d'une formule : 100 Dz = D a x x RTA (Az - Pa ) x mAs DFZ où RTA, rapport Tissu / air dépend du tissu, de l'énergie et du champ selon une abaque . La concordance entre dose calculée et mesurée avec un dosimètre sur un objet test ou un fantôme est exacte à 20 %. 2.3.3.4. Irradiation à distance Des tables fournissent les doses reçues par chacun des organes sensibles (ovaire, testicule, cristallin, moelle osseuse ) en fonction des doses absorbées par certaines régions (tête, thorax, abdomen, pelvis) ; elles ont, soit été calculées en fonction de la géométrie et de l'atténuation, soit mesurées sur fantôme pour des sujets types (adulte de 70 kg ou enfant de 6 ans). On passe ainsi de la dose d'exposition à la dose absorbée localement puis à la dose sur les organes fragiles ; le stade suivant est le calcul du risque cancérogène ou génétique ; plusieurs logiciels sur micro-ordinateur le proposent. 18 Imagerie par les rayons X et radioprotection Incidence Crâne face AP Crâne profil dose cristallin F+P Rachis cervical AP profil Rachis lombaire Face profil Hystérographie face profil Thorax AP à 100 cm Lavement baryté AP profil dose totale ovaire testicule U I V AP 1 cliché dose totale ovaire testicule Exposition Épais-s eur kV 65 mAs 140 60 22 50 65 60 70 90 70 70 130 100 100 35 18 70 105 70 400 10 15 110 15 10 20 30 20 30 25 20 35 Cranio-caudale entrée 1,8 1,5 0,41 1,5 0,86 2,8 0,9 6,3 0,13 0,45 4,8 mi-épais 0,18 0,47 1,8 0,9 0,5 0,12 0,2 0,12 0,3 0,04 0,1 0,28 Gonad es cGy <0,01 <0,01 0,1 0,4 0,12 0,3 <0,005 0,5 pour 9 clichés 0,3 pour 9 clichés 60 130 20 7 distance = 60 cm 27 1,45 0,16 2 pour 10 clichés 7 pour 10 clichés SCANOGRAPHIE Les données varient avec les appareils (épaisseur de coupe, kV, mAs, distance, nombre de coupes) Crâne irrad. min. max. Corps min. max. MAMMOGRAPHIE Dose en cGy (1cGy = 1 rad) auto 5 3,2 3,7 0,7 7,8 2,8 4 0,25 4,8 0,8 2 0,76 0,18 0,1 <0,1 <0,1 Tableau 8 2.3.4. Exemple de doses (tableau 8) Les doses délivrées au cours d'examens radiologiques courants peuvent, à titre d'exemple, être les suivantes sur la région exposée. Dans tous les cas, distance foyer - film = 110 cm. 2.3.5. L'exposition médicale pourrait être réduite Un effort important a été fait pour réduire l'irradiation des opérateurs, la situation semble moins bonne pour les malades. Aucun contrôle de qualité ou d'irradiation n'est fait en France en radiologie générale. Une 19 Imagerie par les rayons X et radioprotection étude de 1988 du British Journal of Radiology, comparant l'irradiation des malades en France, Italie et Grande Bretagne conclut (tableau 9) : Examens radiologiques diagnostiques pour 1000 hts et par an Examens systématiques et dentaires et examens diagnostiques France (R. paris) 825 Italie du Nord G. Bretagne 665 444 1536 864 621 Tableau 9 Radiopédiatrie : 4 fois plus d'examens en France. Irradiation par cliché : 2 à 3 fois plus élevée en France (écrans terre rare systématisés en GB et I, mais non en France). Des comparaisons faites en radio pédiatrie ont montré que l'irradiation d'un enfant pour certaines techniques peut varier de 1 à 70 selon les endroits. En RFA, la mesure de la dose d'exposition intégrale ((dose d'exposition x surface du champ à la sortie du localisateur) et son inscription sur un carnet d'irradiation sont obligatoires. En France, le carnet d'irradiation existe, est obligatoire et méconnu. Un effort doit donc être fait par les radiologues français. 2.3.6. Radioprotection des malades Le radiodiagnostic est la cause principale d'irradiation artificielle La radioprotection des malades est parfois oubliée : les examens sont jugés nécessaires à leur santé et le risque radique comptant moins que le risque de la maladie. Inversement on voit parfois refuser des actes sur des femmes enceintes . 2.3.6.1. Radiologie courante 2.3.6.1.1. Réduire les examens inutiles Il est bien admis que nombre d'examens systématiques n'ont aucun intérêt : poumon préopératoire ou lors de toute hospitalisation, radio de crâne après traumatisme etc. De même les Références Médicales Opposables soulignent que faire certains clichés, colonne lombaire pour lombago aigu, etc. sont à la limite de la malfaçon. La justification "médico-légale" n'en est pas une puisqu'en droit français c'est l'ensemble de l'acte qui est jugé et non pas ses composantes : une radiographie de crâne ne dispense pas ni un examen complet ni d'une surveillance et les conférences de consensus ont souligné l'inefficacité de la radiographie -de crâne hors d'un contexte clinique particulier. 2.3.6.1.2. Réduire le nombre de clichés dans un examen Ceci devien tparticulièrement net en scanographoie où le sséries decoupes fortmetn irradiantes peuven têtre faisément répétées su rles gonades. 20 Imagerie par les rayons X et radioprotection 2.3.6.1.3. Réduire le champ et le volume irradiés 2.3.6.1.4. Réduire le volume irradié Le format de film, les dimensions du champ couvert sont facilement réduits ; on peut aussi sur une zone épaisse, un sujet obèse, assurer une compression telle que la diminution d'épaisseur de 3 à 4 cm divise par 2 la dose d'exposition. 2.3.6.1.5. Protéger les gonades Les appareils protecteurs de gonades sont difficiles, psychologiquement, à utiliser. On peut, par contre bien limiter le champ pour laisser les testicules hors du champ. On doit aussi,dans une radio de bassin, placer un homme en procubitus : les testicules reçoivent ainsi un rayonnement atténué par 20 cm de tissus mous, donc réduit dans un rapport 50 à 100 par rapport à la position AP où ils sont en première ligne dans le faisceau. 2.3.6.1.6. Les sujets sensibles Les enfants sont particulièrement sensibles, cours de croissance tissulaire, grand avenir génétique, espérance de vie laissant le temps de développer des complications, alors que les personnes âgées ou très âgées ne courent plus guère de risque. On devrait également penser que les sujets adultes jeunes devraient être mieux protégés. 2.3.6.1.7. Choisir les matériels qui diminuent l'irradiation Tout ce cours a exposé les moyens de réduire l'irradiation, aussi nous en rappellerons quelques uns parmi les plus importants : - écrans terre rare de rapidité 400 pour le tronc - filtration du faisceau et choix de kV élevés - numérisation et travail d'image : amplificateur de luminance et écrans à mémoire - diaphragmes automatiques et localisateurs ou filtres compensateurs d'épaisseur. 2.3.6.2. Grossesse Certaines études rapportent que 1% des femmes sont irradiées en début de grossesse, en partie en raison des troubles fonctionnels du début de grossesse eux-mêmes. La conduite à tenir devant un tel cas est donc fréquemment évoquée. 2.3.6.2.1. Irradiation sur grossesse méconnue Précisons que très rarement un arrêt de grossesse est indiqué ; mais ce fait mérite d'être expliqué. La dose reçue par le fœtus doit être estimée ; une étude dosimétrique est complexe ; elle peut être remplacée par un calcul approximatif. On distingue deux catégories de clichés : - l'utérus est dans le champ irradié ; la dose d'un cliché de face correspond à 50 mrad ou 0,5 mSv (terre rare rapide) à 2 mSv (écran courant), alors qu'un profil peut entraîner 6 mSv ; - l'utérus est à distance de la zone étudiée (crâne, poumon, membres, etc.) ; la dose correspond à quelques centièmes ou dizièmes de mSv. La dose totale reçue par le fœtus ou l'embryon lors d'un cliché est donctrès faible, moins de 2 mSv, soit l'irradiation naturelle de 1 an en France : le dommage est inappréciable pour l'enfant et doit être totalement négligé. 21 Imagerie par les rayons X et radioprotection Rappelons que la dose gonade induite par un cliché pulmonaire représente 0,2 mSv. Lorsque l'examen comprend ungrand nombre de clichés, une évaluation plus précise doit être faite, et le résultat mis en face de l'âge de la grossesse, mais aussi du prix de cette grossesse. • Moins de 10 semaines de grossesse (période d'IVG) : - moins de 15 mSv : le risque paraît si faible qu'il n'y a pas de légitimité médicale à un avortement ; - plus de 50 mSv, (plusieurs examens radiologiques, UIV + LB + bassin, ou TDM pelvien avec coupes fines) : l'avortement peut être accepté et conseillé au-delà de 100 mSv. Entre ces doses, le débat doit être ouvert : au premier stade avant la nidation : le risque est en tout ou rien : soit la lésion de l'oeuf est majeure et conduit à l'avortement spontané, soit la lésion d'une cellule est corrigée et l'oeuf se développe sans problème. en période d'eembryogénèse jusqu'aà la fin du deuxième mois surviennent les risques de malformation, liées au stade d'organogénèse. le risque de lésion existe, mais les risques d'interrruption de grossesse aussi . L'irradiation peut être un prétexte pour une IVG et le radiologue ne doit pas amplifier un problème psychologique. Inversement le nombre croissant de premières grossesses après 30 ans ou de PMA conduit le plus souvent à rassurer et à conseiller de maintenir la grossesse. En tous cas, le radiologue doit éviter d'insister sur le risque avant de l'avoir réellement évalué ; on a pu constater que certains médecins faisaient avorter systématiquement toute irradiation, alors que d'autres ne conseillaient une IVG qu'une fois sur 30 à 50 demandes. • Au-delà de 10 semaines, l'avortement est obligatoirement un avortement thérapeutique ; seules des doses supérieures à 50 mSv peuvent être prises en compte dans la discussion. 2.3.6.2.2. Irradiation sur grossesse connue Une raison pathologique peut justifier un examen radiologique. L'irradiation est acceptable à condition de choisir tous les moyens de réduire la dose : - indication absolue, nombre de clichés réduits au minimum, collimation maximale du faisceau, interdiction de la scopie sauf nécessité absolue position réduisant la dose au fœtus (PA sur abdomen de face), scanographie évitant le fœtus ou petit nombre de coupes scanographiques plutôt que cliché standard. Soulignons l'incohérence de certains comportements médicaux refusant le bénéfice d'un radiodiagnostic justifié (traumatisme, pyélonéphrite) en cours de grossesse alors que la femme et le fœtus subiront une pelvimétrie en fin de grossesse (1 à 15 mSv au gonades du fœtus ) ;jusqu'à 40 % des femmes en France alors que cette technique est interdite dans certains pays ! Règle des 10 jours Les radiologistes anglais pour réduire le risque d'irradier un embryon avaient édicté une règle, celle de limiter l'irradiation des femmes en âge de procréer aux dix premiers jours suivant le début des règles pour éviter de léser l'oeuf en début de développement avant le retard de règles ; or il s'agit d'une période de haute sensibilité de l'ovule. Cette règle est donc abandonnée. On doit retenir la nécessité de limiter l'irradiation de toute femme en âge de procréer, et de tout homme jeune (ou moins jeune) aussi à cause des risques génétiques et cancérigènes sur le fœtus. 22 Imagerie par les rayons X et radioprotection 2.4. Irradiation des opérateurs Les travailleurs utilisant ou proches des sources des rayonnements subissent une irradiation, le plus souvent minime s'ils se conforment aux règles de radioprotection. Cependant certains prennent des libertés avec ces règles. Inversement la crainte des "rayons" en conduit d'autres à des précautions excessives et inutiles. 2.4.1. Les sources de rayonnement diffusé L'irradiation peut être directe, lorsque'une partie du corps est placée dans le faisceau, ou indirecte par le rayonnement diffusé. Le rayonnement diffusé est créé par l'interaction entre un rayonnement X et la matière rencontrée. On distingue un rayonnement diffusé primaire, dû à l'interaction du faisceau primaire avec l'objet principal et des rayonnements diffusés secondaires résultant des interactions du rayonnement diffusé primaire. La matière rencontrée diffusante peut être constituée : - soit des moyens de collimation réduisant le champ irradiant, soit de l'objet étudié lui-même, soit des accessoires associés, table radiologique, ou mur de la pièce. L'importance du rayonnement diffusé est liée à : - l'énergie et l'intensité du rayonnement primaire ou du rayonnement secondaire (kV, mAs, distance foyer-zone d'entrée), à la surface de la zone irradiée, à la distance de la zone irradiante du point de mesure ( carré de la distance). Ainsi l'irradiation d'un opérateur est particulièrement importante lorsque l'on est proche du côté de la zone d'entrée du faisceau, d'un objet épais, d'un champ large, situé trop près du foyer radiogène. Le tube radiogène émet des rayonnements à travers sa gaine de protection, mais de manière tellement atténuée qu'elle doit être considérée comme nulle : le maximum admis est 1 mGY par heure à 1 mètre pour un tube travaillant au maximum de son kilovoltage 2.4.2. Classification des locaux Les locaux de radiodiagnostic sont divisés en trois catégories : - zone contrôlée où l'on peut être en vue directe du rayonnement (salles radio), zone surveillée où se tiennent les personnels à l'abri des rayonnements directs, à l'abri derrière une protection réglementaire fixe (les couloirs d'accès aux salles de radio sont zones surveillées). Il existe une ambiguïté sur le statut du poste de commande ; les limites dans la zone contrôlée sont mal définies et leur accès nécessite de traverser la zone contrôlée, il est habituel de les considérer comme zone contrôlée. En médecine et industrie nucléaire, les locaux sont distribués en zones successives correspondant à des risques et une surveillance croissante (du bleu au vert, jaune, orange et rouge). 2.4.3. Réglementation de la radioprotection L'industrie et la recherche nucléaire et surtout l'irradiation médicale ont obligé à la mise en place de réglementations complexes dont les bases ont une valeur internationale avec des applications nationales ou européennes. 23 Imagerie par les rayons X et radioprotection "Les mesures destinées à assurer la radioprotection en milieu hospitalier font l'objet d'une réglementation abondante ..... " (circulaire du ministère de la santé du 3/8/87). 2.4.3.1. Homologation des matériels de radiodiagnostic Nos citerons les textes majeurs et récents sans prétendre être complets. 2.4.3.1.1. Procédure d'homologation Arrêté du 9/12/82 (JO 5/1/83) + Circulaire du 20/4/86 (JO 25/5/86). Concerne générateur et couple tube + gaine et s'applique à l'état initial et non à l'évolution des matériels ; ces éléments ne peuvent être agréés que 25 ans pour l'usage médical. 2.4.3.1.2. Installations de radiodiagnostic Des normes diverses fixent les conditions d'installation des matériels et des locaux sur le plan électrique et de radioprotection. L'installateur, enregistré obligatoirement au SCPRI, engage sa responsabilité lors de l'installation de matériels et doit fournir les documents légaux. 2.4.3.1.3. Agrément des installations Arrêté du 23/4/69 modifié le 10/10/77. Le directeur des Affaires Sanitaires et Sociales délivre un numéro d'agrément après remise par l'exploitant d'un dossier qui sera retransmis au SCPRI. Cet agrément définit le type de matériel utilisé (ce descriptif utilise des termes simplifiés par rapport au texte réglementaire). Catégorie A: radioscopie seule, réservée aux services de pneumologie et cardiologie ; B: radiographie des membres et parties molles exlusivement minimum de 105 KV et 30 mA ; C: minimum de 105 KV et 100 mA : membres, squelette et organes thoraciques ; D: > 105 KV et >= 200 mA : tout le radiodiagostic ; E: radiographie dentaire (quelques restrictions d'emploi pour les dentistes) ; F: radiophotographie exclusive (appareils spécialisés à miroirs utilisés pour les poumons de dépistage) ; M : Scanographie ; N: Mammographie ; Chaque année, l'installation doit être contrôlée sur le plan électrique et radiologique par le SCPRI, qui délègue à un organisme spécialisé. 2.4.3.2. Radioprotection des personnes Deux textes récents et importants : 24 Imagerie par les rayons X et radioprotection - décret 86-103 du 2 octobre 1986 (JO 12/10/86) : définition de la personne com-pétente et des analyses de postes de travail ; décret 88-521 du 18 avril 1988 (JO 6/5/88) : définition des limites de doses des personnels exposés. Mais des textes supplémentaires sont fréquemment publiés pour ajout ou correction. A titre d'exemple, pour l'année 1987, cinq arrêtés avaient été publiés ; pour plus de rensei-gnement sur l'état actuel et en cas de problème, il est bon de se renseigner auprès du médecin du travail ou des administratifs. 2.4.3.2.1. Classification des personnels (18/4/88) - - Si l'exposition risque de dépasser 1/10 de la DMA annuelle : - Catégorie A : (anciennement Directement Affecté à des Travaux sous Rayonnements = DATR) : si les conditions risquent de dépasser 3/10 de la DMA). - Catégorie B : (non DATR) : aucun risque de dépasser 3/10 de cette dose. Ces deux catégories sont soumises à une surveillance particulière, la classification étant sous la responsabilité de l'employeur. Si la dose ne risque pas de dépasser 1/10 (celle du public), aucune surveillance particulière. Par ailleurs, les étudiants (hospitaliers) ou apprentis, ou femmes enceintes sont soumises à une surveillance et à des doses spécifiques. 2.4.3.2.2. Personne compétente Dans les établissements hospitaliers une personne compétente, non obligatoirement chef de service, est désignée par l'employeur ; elle doit justifier d'une formation à la radioprotection. Ce peut être : - médecin nucléaire, physicien de radiothérapie ou médecine nucléaire ; radiologue, ou manipulateur de radiodiagnostic, ayant suivi une formation spécifique dans un établissement différent de celui où il exerce son activité. ingénieur biomédical ou physicien d'hôpital 2.4.3.2.3. Analyse de poste et règlement intérieur Le contenu de cette analyse de poste (D. oct. 1986) est laissé assez flou, vraisem-blablement pour s'adapter à toute situation. La circulaire d'août 87 rappelle la nécessité d'afficher le règlement intérieur corres-pondant à l'art. 20 d'oct 86. Cette analyse de poste pourra être préparée avec le médecin du travail de l'établissement et les opérateurs de la salle de radiologie eux-mêmes. On peut admettre que l'analyse de poste contient les élément suivants : - descriptif des locaux et du matériel (nécessaire à l'agrément) ; - descriptif quantitatif de l'activité, type et nombre d'actes radiologiques (ces données sont connues en services de radiologie, parfois négligées en bloc opératoire, centre dentaire ou autres lieux où la radio n'est qu'un outil mal maîtrisé) ; - état actuel du matériel relevé dans le rapport annuel établi obligatoirement par l'organisme de contrôle technique. - conditions de travail du personnel, position dans la pièce pendant le passage des rayons X, résultats globaux des dosifilms réglementaires, - recommandations sur le travail dans les locaux contrôlés : position des divers accessoires, position des personnels, paramètres radiologiques, etc... Un résumé de ces données est le règlement intérieur et contient : 25 Imagerie par les rayons X et radioprotection - nom du médecin chargé des examens médicaux, personne compétente, zones contrôlée et surveillée, dispositions spécifiques et aussi les consignes de sécurité, les conditions de port du dosifilm (code du travail). 2.4.3.2.4. Remise d'une notice d'information (art. 19 d'oct. 86) L'employeur doit organiser avec le comité d'hygiène et sécurité hospitalier (CHSP) la formation des personnels à la radioprotection. Il doit remettre une notice écrite à tout travailleur (cat. A ou B) l'informant : - sur les dangers du travail et du poste de travail, les moyens mis en oeuvre pour les prévenir, les méthodes de travail offrant les meilleures garanties de sécurité. Ces éléments peuvent être trouvés dans un document spécifique : "La radioprotection en milieu hospitalier" publié par le comité d'éducation pour la santé du ministère de la santé et complété par l'analyse de poste. Attention : ce cours vise à faire comprendre l'esprit de textes de plusieurs dizaines de pages ; une part d'interprétation personnelle peut intervenir ; un retour à l'ensemble des textes officels s'impose avant toute utilisation pratique. 2.4.4. Doses maximales admissibles (DMA) 2.4.4.1. Les limites d'exposition Les limites d'exposition externe pour les personnels classés en catégorie A dans des conditions normales de travail, à l'exclusion de toute exposition interne sont : Dose maximale en profon-deur (main/pied exclus) Cristallin Peau Mains, Avant-bras Pieds, Chevilles Sur un an 0,05 Sv Sur trois mois 30 mSv 0,15 Sv 0,5 Sv 90 mSv 0,3 Sv 0,5 Sv 0,3 Sv Tableau 10 (pour mémoire 0,05 Sv = 5 rem) Soit 6/10 DMA annuel pour trois mois ocnsécutifs. Il est évident qu'une dose élevée atteinte en trois mois doit entraîner des modifications de conditions de travail telles que la limite annuelle ne soit pas atteinte. Le seuil de sensibilité des dosifilms photographiques est 20 mrem ou 0,2 mSv soit 1/20 de la limite admise pour un mois (50mSv/12), ce qui signifie qu'un dosifilm donnant une réponse 0, peut avoir été légèrement exposé. Les résultats des dosifilms sont adressés au médecin du travail et les résultats appartiennent au domaine confidentiel connu par médecin du travail et travailleur ; la personne compétente est prévenue des anomalies, mais n'est pas destinataire de ce document. 2.4.4.2. Conditions particulières Femmes en âge de procréer : l'équivalent de dose en profondeur pour trois mois ne doit pas dépasser 1/4 de la DMA annuelle soit 12,5 mSv. 26 Imagerie par les rayons X et radioprotection Femmes enceintes : dès qu'une grossesse a été déclarée, l'exposition abdominale accu-mulée entre ce moment et l'accouchement doit être aussi réduite que possible et ne pas dépasser 10 mSv. Étudiants hospitaliers, élèves manipulateurs et apprentis : la limite ne doit pas dépasser 3/10 des limites définies pour l'ensemble des travailleurs. 2.4.4.3. La radioprotection Elle répond aux mêmes règles pour les travaux avec les radioéléments ou l'industrie avec les notions supplémentaires de : - situation inhabituelle où des doses pour un an ou pour une vie entière sont fixées, - des expositions d'urgence, - des accidents d'exposition. Ces notions répondent à des problèmes particuliers qui n'existent pas avec les rayons X (on peut toujours couper une émission de RX lors d'une intervention de sauvetage ou de dépannage). 2.4.5. Conditions pratiques Jusqu'en 1956, la doctrine officielle négligeait la radioprotection ; les salles de radiologie ne disposaient pas de paravents plombés, les maladies professionnelles pour radiodermite étaient nombreuses. Actuellement en France, la protection des personnels est généralement bonne, tant dans les moyens fournis que dans les comportements. Les personnels paramédicaux travaillant en radiologie sont bien protégés. Les médecins radiologues faisant une activité sous scopie intensive (vasculaire ou interventionnelle), s'ils respectent les règlements, n'attei-gnent pas les limites admises. Seuls les cardiologues respectant ces règles, ayant une activité intense (500 coronarographies par an ou plus), certains orthopédistes ou gastro-endoscopistes peuvent atteindre ces limites (peau, cristallin, thyroïde). Ces conditions semblent satisfaisantes, comparées à certains pays voisins où les manipulateurs ou médecins sont plus directement exposés et portent chaque jour continûment un tablier de plomb. 2.4.6. La pratique quotidienne en radiodiagnostic La radioprotection est un état d'esprit ; c'est un comportement face à des règlements mais souvent aussi à des craintes plus ou moins justifiées. Ce texte envisage quelques problèmes courants que l'on peut rencontrer. Le manque de connaissances techniques élémentaires, une pratique imprécise ou négligée par des opérateurs non formés, et soit une négligence soit une exagération utilitaire des conditions de travail dominent ce sujet. Il est bon d'exposer quelques problèmes pratiques et quelques solutions proposées. Les réflexions suivantes relèvent du domaine de la physique, de la pratique médicale, d'une courte pratique de personne compétente en radiodiagnostic. 2.4.6.1. Rayonnement diffusé 2.4.6.1.1. Géométrie du faisceau Le point d'entrée du faisceau est la zone principale d'irradiation secondaire, puisque c'est en ce point qu'est la plus forte intensité du rayonnement, alors qu'au point de sortie l'intensité du faisceau est très atténuée. L'irradiation reçue par le visage d'un opérateur situé près du malade est maximale dans la disposition tube au-dessus de la table, minimale lorsque l'ampli de luminance est ampli au dessus de table (arceau de 27 Imagerie par les rayons X et radioprotection vasculaire) ; donc en règle la scopie radiologique doit être faite ampli au-dessus du malade, puisque visage et cristallin doivent être mieux protégés. 2.4.6.1.2. Constantes L'atténuation est moindre à haute tension, c'est-à-dire que pour une épaisseur identique le rayonnement transmis est plus élevé ; le rapport rayonnement absorbé / rayonnement transmis est plus bas à haute tension. Mais à haute tension, le rayonnement diffusé à partir du malade est relativement plus important . En toute rigueur, pour réduire l'irradiation du malade, on préconise une haute tension. : si l'on diminue la tension il faut augmenter nettement le milliampérage et il n'est pas évident que l'irradiation globale (mains, épaules, cristallin) de l'opérateur diminue ; par contre l'irradiation des zones protégées par le tablier plombé est réduite. 2.4.6.1.3. Distance La distance et la situation du foyer radiogène et de l'amplificateur de luminance par rapport au malade en salle d'opération chirurgicale : on tend à éloigner l'appareil du champ opératoire ; comme il faut éloigner toujours le foyer et rapprocher le récepteur, l'amplificateur de salle d'opération doit être positionné tube au-dessus (contrairement à l'opinion donnée au 6.1.1), ce qui éloigne le tube du champ opératoire. 2.4.6.1.4. Champ couvert et localisation La dose reçue par le malade comme par l'opérateur est proportionnelle à la surface du champ d'exposition. Le champ est limité dans le faisceau primaire par un diaphragme rectangulaire à volets réglables ou par un cône localisateur cylindrique ou conique. Trop souvent les opérateurs mal formés (chirurgie par exemple) laissent le champ totalement couvert alors même que le format du film est bien inférieur ; la dose reçue par le malade est ainsi multipliée par 4 ou 8. Les radiologues eux-mêmes ne sont pas conscients que la même région peut être sur un film limité par un diaphragme rectangulaire ou un cône du diamètre du petit côté ; ce dernier diminue la dose de moitié ! Pour cela comparer les surfaces d'un rectangle 24 x 30 et d'un cercle de 22 cm de diamètre. Si possible l'image sur un amplificateur de luminance doit être limitée par un cercle (diaphragme à iris) plutôt que par un carré, ou par un carré inscrit (la surface du carré inscrit est la moitié de la surface du carré circonscrit). Ceci existe particulièrement lorsque l'on travaille près du champ (radiologie interven-tionnelle) où la dose d'exposition est très faible hors du faisceau primaire. 2.4.6.1.5. Longueur des cônes localisateurs Inversement, la longueur d'un cône localisateur intervient peu dans son efficacité. On rencontre des installations où le localisateur mesure la longueur maximale, 30 cm, jusqu'au contact de la peau de manière à contenir les rayonnements entre le tube et la peau ; la gêne créée alors conduit à ne pas l'employer. Rappelons qu'un cône localisateur est fait de deux parties : - une embase, doublée de plomb, fixée sur l'orifice de sortie du tube et percée d'un orifice qui délimite le champ couvert par le rayonnement primaire, c'est le réel diaphragme primaire ; un cône localisateur dont le rôle est seulement d'éliminer le rayonnement diffusé par les bords de ce diaphragme primaire ; il peut n'être ni plombé ni épais car les rayons X l'abordent obliquement, une lame de métal de densité moyenne, fer ou cuivre, ou feuille de plastique chargée en baryum suffit. 2.4.6.1.6. Rayonnement diffusé autour du faisceau primaire Le rayonnement diffusé à faible distance du faisceau est proportionnel à l'intensité du faisceau primaire, mais son intensité réelle est faible ; si l'on regarde un cliché radiologique bien localisé d'une zone épaisse (abdomen) on voit bien que le localisateur a fonctionné : la délimitation entre zone directe et zone hors 28 Imagerie par les rayons X et radioprotection champ est bien marquée ; en 2 ou trois centimètres autour de l'image l'intensité du rayonnement a diminué dans un rapport 100 à 1000. 2.4.6.1.7. Contrôle du matériel Le matériel équipant les salles de radiologie médicale est contrôlé régulièrement par un organisme spécialisé dans ce type d'activité, porteur d'un mandat officiel (APAVE pour le CHR de Rennes) ; les matériels sont donc conformes à des normes et des règlements rigoureux ; or, on rencontre des solutions de radioprotection supplémentaires et injus-tifiées, telles que tabliers de plomb entourant la gaine radiogène, des manipulatrices enceintes préfèrent porter un tablier de 0,5 mm de plomb pour compenser un paravent plombé de 2 mm jugé inefficace, etc. Ces fantasmes doivent être démontrés comme tels. 2.4.6.2. Protection des opérateurs Faut-il protéger tous opérateurs de la même manière ? Un coronorographiste faisant plusieurs dizaines de minutes de scopie chaque jour, un chirugien orthopédiste faisant deux ou trois clichés en cours ou en fin d'un acte opératoire répété 50 fois dans une année, une infirmière en endoscopie ou une manipulatrice de radiopédiatrie ont des comportements différents et seront différemment protégés. 2.4.6.2.1. Le plomb Ce n'est pas la seule méthode de radioprotection et n'est qu'une méthode imparfaite. L'épaisseur de plomb réduisant de moitié le rayonnement X (CDA) varie avec le type de rayonnement et mesure : Épaisseur CDA (mm) 0,1 mm 0,2 mm pour une Tension (KV) 50 KV 100 KV Tableau 11 : Valeurs données par la notice du ministère de la santé Or un tablier de plomb mesure de 0,25 à 0,5 mm d'épaisseur, donc même le tablier le plus épais (0,5 mm) diminue l'intensité du rayonnement dans un rapport 6 à 100 KV (scopie thoracique ou abdominale) et rapport 30 à 50 KV (graphie thoracique ou abdominale d'un nourrisson ou scopie de réduction de poignet en chirugie pédiatrique). La distance est souvent une protection meilleure que le plomb. La protection des limites d'une pièce n'est pas obligatoirement assurée par du plomb : un mur plein (parpaing ou béton) de 30 cm correspond à 20 CDA donc réduit à 1/2 000 le rayonnement de 100 KV et reste beaucoup moins coûteux que le plomb. 2.4.6.2.2. Paravents plombés Pour assurer une protection correcte, la mise en place d'écrans plombés est nécessaire, ils doivent, cependant, répondre aux conditions suivantes : - épaisseur plombée correcte (2 mm au moins qui réduisent la dose à 1/1000) ; - il existe des paravents suspendus de largeur suffisante pour protéger un opérateur. - les paravents mobiles sur roulette sont lourds, une large assise au sol est nécessaire, de sorte qu'ils sont généralement placés contre un mur et inutilisés ; à la rigueur un paravent fixé par une charnière sur un mur et pivotant peut représenter une solution acceptable ; - plusieurs paravents disposés selon les fonctions (protection du manipulateur et protection de l'anesthésiste) peuvent représenter la vraie solution ; leur longueur peut être limitée et correspondre 29 Imagerie par les rayons X et radioprotection au problème spécifique : un paravent pour l'anesthésiste, à proximité de la tête du malade, permettant la position assise, un paravent près du pied de table pour faciliter le travail d'un aide ou d'une infirmière instrumentiste en cathétérisme ou endoscopie sont des besoins différents de ceux des manipulateurs de radiologie ou des salles de radiologie ; l'évolution des matériels radiologiques, de plus en plus automatisés diminue pour certaines techniques le rôle du personnel radiologique mais amplifie celui des personnels non radiologiques et la protection doit s'orienter vers ceux-ci. 2.4.6.2.3. Tabliers Le tablier plombé doit répondre à des conditions opposées : - - protéger par une épaisseur correcte de plomb, 0,35 mm au minimum, 0,5 mm vaut mieux dans certains cas ; certazins, en forme de paletot doublent l'épaisseur en avant. la manière d'assurer cette protection diffère selon que l'opérateur conserve la même position face au tube radiogène (radiologue vasculaire) ou se déplace dans la pièce (anesthésiste ou infirmière) ; le premier peut ne porter qu'un tablier protégé unique-ment en avant (demi chasuble) alors que la deuxième doit porter un tablier enveloppant et même parfois aussi épais en arrière et en avant ; la protection doit être aussi complète et élargie que possible : le cou (thyroïde), les épaules, les genoux et les côtés ne sont souvent pas couverts ; mais un tablier très efficace devient très lourd ; ce tablier est parfois porté pendant de longues heures ; il doit se mouler au corps, souple, prenant appui sur plusieurs points (épaulières larges, ceinture) ; le même tablier ne peut convenir à tel opérateur mesurant 180 cm et pesant 100 kg et à une infirmière de 155 cm et 45 kg ; les tabliers doivent se conformer au physique (trois tailles et tabliers féminins existent). Accessoirement il faut rappeler que d'une part un tablier est plus souple lorsqu'il est fait de nombreuses couches de caoutchouc plombé très fines et que la matière de couverture doit être lavable (sang, plâtre). Donc, à chaque usage son type de protection de tablier, et même parfois une solution alternative au tablier. 2.4.6.2.4. Gants plombés Dans le faisceau primaire, l'irradiation est cent à mille fois plus grande que juste hors de celui-ci ; il est parfois inévitable de placer les mains dans le faisceau ou juste à la lisière ; des gants peuvent être alors justifiés. Deux types de gants sont proposés. - Des gants vraiment plombés de 0,25 mm de plomb, qui diminuent de 2 à 10 fois le rayonnement (voir le début du chapitre) ; ils seront d'autant plus efficaces que l'on diminue le kilovoltage (scopie de réduction orthopédique) ; mais épais et rigides, ils sont très peu pratiques. Des gants de type chirurgical en latex mince stérilisables contenant l'équivalent de quelques microns de plomb (15 µm à 20 µm) : à 80 KV la réduction de radiation reçue par les doigts est de l'ordre de quelques % (10 à 20 %) : ces gants sont plus nuisibles par une fausse sensation de protection qui incite à prolonger les actes exposés qu'ils ne sont efficaces. Cette deuxième catégorie de gants doit donc être proscrite. 2.4.6.2.5. Lunettes plombées et cache -thyroïde Les lunettes plombées ou écrans associés au tablier de plomb correspondent à la nécessité de protéger le cristallin considéré comme plus sensible que la peau. La DMA du cristallin est 3 fois supérieure à celle de l'organisme entier soit 0,15 mSv par an ; l'organisme entier est protégé par le tablier de plomb ; un écran de protection des yeux est donc justifié pour les opérateurs : lunettes plombées, équivalent à 0,25 mm, lourdes, tenant mal sur le visage, ressemblant à des lunettes correctrices, entrant en conflit avec celles-ci et qu'il vaudrait mieux remplacer par des lunettes écran comme les lunettes de motocycliste ou de plongée couvrant les lunettes correctrices. Le cache-thyroïde, collier plombé, est également utile. 30 Imagerie par les rayons X et radioprotection 2.4.6.2.6. Éloignement Un tablier de plomb protège donc imparfaitement une partie limitée du corps ; les extré-mités des membres et le visage ne sont pas protégés. La distance (loi de l'inverse carré de la distance) protège mieux dès que l'on se trouve à plus de 2 mètres du centre du faisceau. Un opérateur protégé par un tablier de 0,5 mm de plomb (épaisseur maximale) travaillant à 50 cm de l'axe du faisceau reçoit : - au niveau du visage (ou des épaules) non protégés environ : 52 µSv par cliché derrière le tablier de 0,5 mm, sur le thorax : 1 µSv L'infirmière qui ne porterait aucun tablier ne recevrait sur l'ensemble du corps en se tenant à : - 1 mètre 10 µSv - 2 mètres 2 µSv - 3 mètres 0,5 µSv Il vaut donc mieux s'éloigner que porter un tablier et se croire protégé. Pour mémoire, on rappelle que la dose dans le faisceau, sur la peau du malade, est dans les mêmes conditions, 7 mSv par seconde pour 100 KV et 100mA soit 132 fois plus qu'à 50 cm du centre du faisceau. L'importance de la distance comme moyen de protection doit être soulignée ; en bloc opératoire, plutôt qu'imposer le port prolongé d'un tablier de plomb pendant toute une intervention, permettre de s'éloigner de 2 ou 3 mètres lors de la prise de cliché est plus adapté et mieux accepté sans nuire au respect de l'asepsie orthopédique. Le type d'activité doit donc être analysé, des solutions différenciées, adaptées à chaque cas seront proposées ; confort et acceptabilité, économie et efficacité technique seront ainsi procurés. 2.4.6.2.7. Connaissance des normes de radioprotection Certains actes ne peuvent être conduits qu'en prenant un risque admissible, tenue d'un enfant agité en radiopédiatrie, geste de radiologie interventionnelle, contrôle radiologique en salle d'opération ; plutôt que refuser de conduire un acte utile, il vaut mieux savoir que les règlements (peu laxistes) de radioprotection admettent une Dose Maximale Admissible de 50 rem par an (0,5 mSv) sur les mains ; toute exposition n'est pas formellement interdite, mais toute exposition inutile doit être évitée. Pour mémoire, on peut donner les valeurs approximatives de débit de dose dans le faisceau d'un tube radiogène à 1 mètre de distance du foyer. Constantes KV 50 100 Débit en rad/heure mA 1 1 25 80 Tableau 12 On pourrait illustrer ces valeurs de la manière suivante. - Un opérateur qui laisserait une main dans le champ en scopie abdominale (100 KV et 2 mA) aurait atteint la DMA annuelle après 20 minutes, délai bref si l'on ne prend aucune précaution, important pour quelques actes bien délimités et bien conduits ; ce délai serait porté à 2 heures si l'on porte des gants de 0,5 mm sous 100 KV et plusieurs dizaines d'heures en radiopédiatrie (50 à 60 KV) avec tablier et gants épais. 31 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Un opérateur chirugien faisant une cholangiographie per-opératoire en se tenant à 50 cm du faisceau avec 100 KV et 100 mAs par cliché reçoit au niveau du thorax sans tablier de plomb 52 µSv par cliché. La dose maximale admissible est 4 000 µSv par mois, atteinte après 800 clichés, soit environ 130 opérations mensuelles avec 6 clichés chacune ; faut-il imposer formellement un tablier à ce chirurgien s'il opère 12 vésicules par mois ? 2.4.6.2.8. Dosimétrie des personnes Dosimètre réglementaire porté sur la face antérieure du thorax, et lorsque l'on porte un tablier plombé sous ce tablier (mesure de la dose externe reçue par le thorax). Le résultat de ce dosifilm est enregistré par le médecin du travail. En principe seuls les personnels de catégorie A doivent le porter. Dosimètre supplémentaire : pour étudier l'irradiation des zones non protégées par le tablier, à condition d'en faire une mesure rigoureuse et critique par une personne connaissant le problème, il est possible d'utiliser un dosifilm au niveau de ces zones sensibles, front (cristallin), main ou poignet, cheville. La dose reçue par des organes déjà désignés par les règles de radioprotection est ainsi avantageusement connue. Plutôt qu'un dosifilm photographique les dosimètres thermoluminescents plus petits et plus facilement stérilisables sont choisis. Dosimètre d'ambiance : la dose cumulée en un point où se tient le personnel, et particulièrement les personnels de catégorie B est enregistrée par un dosimètre photographique laissé en un point précis d'une pièce où une irradiation excessive est suspectée. diffusé secondaire C B D E A Figure 1 : répartition des doses relatives. A (dans le faisceau) = 5000 ; B (sur le tablier) = 25 ; C (sous le tablier) = 2 ; D (devant le paravent) = 4 ; E (derrière parvavent) < 0,1 2.4.6.2.9. Influence de la position du tube sur l'irradiation de l'opérateur 1 Tube au-dessous Tube au-dessus 5 3 mR 10 20 7 mR Figure 2 : position du tube sur l'irradiation de l'opérateur. La dose au niveau des yeux ou de la thyroïde est 5 à 10 fois moindre, tube au-dessous. 32 Imagerie par les rayons X et radioprotection 2.4.6.2.10. Réduction de l'irradiation dans une salle vasculaire diffusé secondaire 7 6 5 9 4 3 8 2 1 Figure 3 : moyens de réduction de l'irradiation. 1 - Réduction du débit de RX (temps, mA, kV) 2 - Fermeture du diaphragme ; 3 - Réduction mA ; 4 Tablier de plomb épais (0,5 mm) ; 5 - Cache thyroïde ; 6 - Lunettes plombées ; 7 - Écran suspendu ; 8 Jupette de table ; 9 - Distance 2.4.6.2.11. Excès ou erreurs de protection La radio thoracique de femmes enceintes est un bon exemple : le cliché est fait avec un faisceau postéro-antérieur. On doit placer un pagne plombé sur l'abdomen, tantôt du côté tube, tantôt du côté mur (rayonnement rétrodiffusé par le mur !) pour réduire le rayonnement diffusé vers l'enfant. En fait, si le faisceau est limité strictement aux dimensions du film, correctement centré, le rayonnement diffusé a une origine et un trajet internes (du thorax vers l'abdomen) : ces moyens de protections sont donc inefficaces. Rappelons que la dose reçue par le fœtus sera voisine de 0,03 mSv soit l'équivalent de 10 jours d'irradiation naturelle. La même réflexion peut être faite pour les radiographies au lit du malade où l'on dispose un tablier de plomb sur l'abdomen de personnes qui vont avoir un cliché pulmonaire ou de membres : la seule vraie solution est la localisation du faisceau primaire. Par contre le tablier fourni est destiné au technicien qui prend le cliché. Radiographies des extrémités : ces clichés sont souvent les mieux localisés ; est-il vraiment utile d'éviter d'irradier l'air qui entoure une main ou un pied, alors que l'on prend un film de 36 x 43 pour radiographier des calcifications pancréatiques ou l'on fait une pelvimétrie sur un 35 x 35 où le risque est plus important? 2.4.6.2.12. Choix de matériel Choix des écrans renforçateurs Les terre rare permettent, à qualité égale de diminuer l'irradiation dans un rapport 4 environ ; certains pays (GB, Italie) en ont rendu l'utilisation obligatoire pour cette raison. Le surcoût relatif est compensé par l'économie d'usure des tubes, l'amélioration de qualité (flou cinétique, contraste), etc. Filtration La filtration réglementaire de 2 mm d'aluminium, suffisante à 60 KV devrait être complétée par une filtration complémentaire lorsque l'on travaille à haute tension (0,1 mm de Cu + 1 mm d'Al pour 100 KV) ; sans modifier les constantes, la dose absorbée par le patient (zone d'entrée) serait réduite de moitié. Radioscopie à mémoire et scopie pulsée 33 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ces matériels réduisent considérablement l'irradiation : une exposition très brève peut être figée et examinée longtemps (scopie numérique), remplaçant une longue exposition ou le rythme ralenti des expositions (scopie pulsée) permet de suivre des mouvements lents (orthopédie) pour une dose moindre. L'augmentation de la distance foyer - film diminue la dose absorbée totale (application de la loi de l'inverse carré de la distance). 2.4.6.2.13. Centrage, incidence et limitation du faisceau Le faisceau doit être limité à la zone médicalement utile : employant le même film (24 x 30 par exemple) mais en choisissant un localisateur circulaire de 22 cm, suffisant pour couvrir la région anatomique le champ couvert est moitié moindre. En radiographie du bassin chez l'homme un cliché antéro-postérieur irradie 100 à 1000 fois plus les testicules, situés à l'entrée du faisceau, que le même cliché en postéro-antérieur : les testicules sont dans un cas (AP) non protégés, et dans l'autre (PA) protégés par 20 cm de tissus des cuisses. Dans les clichés de la face ou du thorax, l'incidence postéro-antérieure protège mieux les yeux ou les seins. 2.4.6.2.14. Contention Il peut être indispensable de tenir sous les RX cassette ou malade ; quelques règles doivent être rappelées : - même couvert d'un tablier, on doit tenir cassette ou malade à distance et non pas contre soi ; un enfant peut être tenu sous le rayonnement, mais tenu à bout de bras, des coussins de mousse éloignent la région étudiée des mains couvertes de gants, le faisceau est limité, etc ; des sacs contenant du sable immobilisent très bien un enfant. L'étude de postes n'est pas seulement un geste administratif, il doit s'intégrer dans une philosophie de progrès, de travail continu, de perfectionnement. On peut le concevoir comme un des éléments du contrôle de qualité ; manipulateurs de radiologie, médecins radiologues, médecins du travail, physiciens doivent s'y employer. Cette étude relève directement des praticiens eux-mêmes ; c'est certainement un côté positif de cette nouvelle réglementation. 2.4.7. Irradiation directe L'opérateur ne doit jamais placer une partie du corps dans le faisceau principal. - - La tenue de cassette ou d'une partie du malade est interdite pendant une scopie ou une graphie. Lorsque cette proximité est indispensable, seul un opérateur volontaire peut l'assurer : on ne doit pas donner l'ordre de tenir le malade, mais le faire soi-même. On doit se rappeler qu'un tablier de plomb ou un gant de 0,25 mm n'atténue que faiblement : à 50 kV, 1 CDA = 0,1 mm et ne peut donc constituer une protection complète. Si nécessaire, il est toujours possible de tenir avec un outil intermédiaire (bande de traction, coussin de mousse de compression, appareil de traction articulaire, etc..). En radiologie interventionnelle ou vasculaire, l'opérateur peut être amené à placer les doigts dans le faisceau pour orienter une aiguille ou un matériel ; la dose est toujours élevée : une minute de scopie sur un rachis avec 80 kV, 2 mA et 60 secondes (120 mAs) correspond à une dose de 2 cGy ou 2 rad par minute à la zone d'entrée où se trouve la main. La limite de dose annuelle est alors atteinte en 25 minutes de travail . On doit donc éviter à tout prix de mettre les mains dans le faisceau. Des solutions pratiques existent. Limitation maximale des dimensions du faisceau primaire. - Utilisation de matériel de contention (pince longuette ou de Morvan). - Centrage sur le rayon lumineux, après extinction des RX. Par contre, les gants chirugicaux stérilisables plombés par 20 µm de plomb ne constituent pas une protection (diminution de 2 ou 5 % du faisceau). - Et en cas où les précédentes solutions sont impossibles, positionnement de la main juste à quelques centimètres du faisceau lumineux ; la main reçoit l'irradiation diffusée par la zone 34 Imagerie par les rayons X et radioprotection d'entrée mais non le faisceau direct, ce qui divise la dose par 10 à 100 selon l'épaisseur étudiée (10 pour une faible épaisseur, 100 pour un rachis). 2.4.8. Conclusion Les dangers potentiels dûs aux rayonnements ionisants et RX diagnostiques en particulier sont certains, démontrés. Ils imposent de réduire chaque fois que cela est possible l'exposition, par une amélioration technique, une limitation du nombre d'examens, et particulièrement des examens systématiques. Le risque lié aux faibles doses est moins démontré. Mais simultanément ce risque ne doit pas être surestimé ; le rapport entre le risque des RX diagnostiques et le bénéfice attendu est très favorable. Les RX ne constituent pas la seule méthode potentiellement dangereuse ; les ultrasons sont également potentiellement dangereux (la lithotripsie le démontre et le doppler couleur utilise des puissances élevées). La perception du risque est avant tout une notion médiatique plus que technique. Les rayonnements électromagnétiques dûs au courant électrique courant 50 périodes et aux appareils électriques (rasoirs, micro-ondes, etc) ont été mis en cause et sauf pour les micro-ondes mal réglés, ce risque n'a pu être formellement démontré. Bibliographie Les livres sur la radiobiologie sont nombreux. Ceux qui traitent spécifiquement du radiodiagnostic et de radioprotection pratique sont rares. On conseille fortement la lecture de : Précis de radiobiologie. P. Pascal-Suisse, J. Levot, J-C. Solacroup, R. Villeneuve. Vigot 1989 Ces données sur l'irradiation des malades sont tirées (parfois simplifiées) du rapport de la commission de radiodiagnostic des physiciens hospitaliers publiée dans le numéro spécial de RADIOPROTECTION Vol 23 de 1988. Les données reprises ici ne doivent pas être prises comme valeurs absolues, mais comme une simple indication des données que l'on peut recueillir ou calculer. Également publié dans Journal de Radiologie 1991, t72, N° 8-9, p 403-420. Par ailleurs EDF 22 Avenue de Wagram 75017 Paris, Département d'information, distribue sur demande des documents précis, intéressant sur la radiobiologie en général et sur tous les problèmes d'irradiation et du nucléaire civil. 3. MATERIEL D'IMAGERIE UTILISANT LES RAYONS X 3.1. Générateur de Rayons X Le générateur est constitué d'une part du tube radiogène, et d'autre part de l'alimentation électrique de celui-ci. Le langage courant, associe au terme de générateur l'ensemble des éléments qui agissent sur l'alimentation électrique et dissocie le tube radiogène. Le générateur adapte le courant électrique fourni par l'EDF aux besoins du tube radiogène et remplit les fonctions suivantes : - Appliquer sur le tube une haute tension. La valeur de la HT ainsi que sa forme déterminent la qualité du rayonnement. 35 Imagerie par les rayons X et radioprotection EDF / 220 ou 380 V eff [ transformateur [ sortie générateur / 40 à 160 KVc - Redresser le courant alternatif en un courant continu (toujours de même sens) mais soit constant (même valeur ) soit variable (valeur fluctuante). alternatif redresseur continu - Chauffer la cathode du tube (filament) afin d’obtenir l’intensité désirée dans le tube RX. EDF 6 A à 200 A [ Transformateur [ courant du tube 10 mA à 1 000 mA - Déterminer le temps d’application de la HT sur le tube, c’est-à-dire l’exposition (1 ms à 10 s). - Assurer la sécurité du tube en vérifiant que les valeurs de la HT, de l’intensité, du temps d’exposition sont acceptables pour le tube. Il existe d’autres fonctions auxiliaires telles que l’alimentation du moteur d’anode des tubes à anode tournante, choix d'une utilisation (cinéma, avec ou sans grille, exposeur automatique). 3.1.1. Réglage de la tension 3.1.1.1. Voltage efficace Le voltage efficace s'applique à l'alimentation fournie par EDF (220 V ou 380 mono ou triphasé). C'est le courant continu qui produit le même effet Joule que le voltage alternatif utilisé. V eff = V crête alternatif √2 Le kilovoltage radiologique est un kV crête ou kVc (40kVc à 160 kVc) d'un courant con tinu (voir le chapitre tube Rx). 3.1.1.2. Le transformateur Est un appareil qui permet d'augmenter ou de diminuer une tension alternative en conservant la puissance qui le traverse. Il est constitué de deux enroulements (primaire et secondaire) dont le nombre de spires est NP et NS. 3.1.1.2.1. Le rapport de transformateur NS/NP Il détermine le rapport des tensions VS/VP VS/VP = NS/NP 36 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ainsi pour passer de 320 Vc alternatif (220 Veff) à 64 kVc, le rapport de transformateur est de 200 environ. La puissance (P = VI) reste identique et donc à toute élévation de voltage correspond un baisse équivalente de l'intensité. En fait, les résistances électriques et les phénomènes magnétiques créent 1 % à 5 % de pertes d'énergie par transformation en chaleur dans le transformateur. 3.1.1.2.2. Choix du voltage secondaire Le générateur permet de choisir, à partir d'un courant défini, un voltage secondaire en modifiant le rapport de transformation. Le nombre de spires de circuit primaires étant constant, le nombre de spires secondaires est sélectionné. Deux possibilités : - Le réglage par plots : on se connecte sur une série de points séparés de ce bobinage. Le contact est pris avec un de ces points par des plots successifs. Une variation de 2 kv en 2 kV et de 10 kv en 10 kV peut ainsi être obtenue et ceci de 40 à 160 kV. Cette solution bien qu'économique est peu souple car elle nécessite l'utilisation de deux manettes pour chaque réglage. - L réglage continu grâce à une seule manette. Cette solution est plus coûteuse mais permet la commande à distance. Elle devient la règle sur les appareils modernes. 3.1.1.2.3. Correction des variations de tension EDF. La régulation garantie par EDF serait meilleure de 5 % mais des conditions locales peuvent entraîner des situations moins satisfaisantes. Pour un rapport fixe de transformateur, si le voltage primaire (VP) fourni par EDF s'abaisse, le kVc du tube diminue de la même proportion. Lors d'une baisse de 10 % sur le courant EDF, 100 kVc affichés deviennent 90 kVc et le cliché est franchement trop blanc. Un système de correction peut équiper les générateurs. Dans ce cas, toute modification du courant EDF entraîne une variation du nombre de spires du primaire, de sorte que le courant secondaire est bien celui prévu. Divers systèmes de régulation existent, ils vont du système manuel, discontinu par plots au système automatique, télécommandé et continu. Ils correspondent à des standards de prix et de confort différents. Pour les appareils les plus simples, un voltmètre permet une vérification, l'utilisateur doit faire la correction ; les plus sophistiqués, dispensent de tout contrôle, la régulation est automatique et les valeurs affichées assurées. Le transformateur permet donc : - de définir la tension aux bornes du tube, - de réguler la tension primaire. 3.1.1.2.4. Types de transformateurs. La réalité associe plusieurs types de transformateurs : - Le bloc HT : il permet l'élévation de la tension et est isolé pour des raisons de sécurité (160 kVc exigent une protection particulière). 37 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Le transformateur moyenne tension : il assure le réglage des kVc et est associé au pupître de commande. - D'autres transformateurs se retrouvent à divers niveaux du générateur pour permettre le réglage de l'intensité traversant le tube ou fournir l'alimentation des organes annexes. On distingue également : - Des transformateurs constitués de deux circuits totalement indépendants sur le plan électrique, unis seulement par électromagnétisme. Ce système permet la protection d'un circuit par rapport à l'autre lors de courts-circuits. Des autotranformateurs avec mise en commun de spires dont le coût de fabrication est moindre mais il n'existe pas de séparation de circuit. VP VS Figure 4 : autotransformateur. réglage fin (2 en 2 KV) VP VS réglage grossier (10 en 10 KV) Figure 5 : transformateur à réglage discontinu par plots. VP VS Figure 6 : transformateur à réglage continu 38 Imagerie par les rayons X et radioprotection VS Figure 7 : transformateur d'isolement. courant non redressé courant redressé Figure 8 : redresseurs secs en série. 3.1.2. Réglage de l’intensité 3.1.2.1. Effet Edison ou thermo-électrique L’échauffement par effet Joule d’un filament parcouru par le courant qui le traverse libére un nuage d’électrons qui 'entourent la source chaude. La quantité d’électrons libérés est fonction de la température. La différence de potentiel entre filament et anode est telle que la totalité des électrons libérés est attirée par l’anode et constitue le courant qui traverse le tube. 3.1.2.2. Réglage de l’intensité La température du filament est réglée de façon discontinue par plots ou continue de manière plus ou moins complexe. - Discontinu : . . L’utilisateur ne peut choisir qu’entre six niveaux d’intensité différents répartis sur une plage qui va de 100 mA à 500 mA pour répondre à des besoins d’intensité élevée et faible. Une progression 25, 50, 100 mA en petit foyer ; 160, 300 et 500 mA en grand foyer peut rendre difficile des réglages précis lorsque l’on veut augmenter, de quelques % les mAs, surtout si l’on doit faire le calcul mental à partir des mA et des secondes. - Continu : Présente l’avantage d’une gamme étendue qui permet de répondre avec souplesse à des besoins spécifiques. . Appareils Isowatt” Ils fournissent à chaque instant une puissance constante par variation automatique des kV et des mA en sens inverse. . Appareils à intensité décroissante. 39 Imagerie par les rayons X et radioprotection L’exposeur automatique a permis le développement d’appareils où l’intensité décroît avec le déroulement du temps de pose adaptant la charge instantanée à la capacité thermique du foyer (voir exposeur automatique). 3.1.2.3. Variation d’intensité Les réglages du courant qui traverse le tube peuvent varier dans le temps ; il faut surveiller l’intensité affichée par l’ampèremètre du pupitre et faire corriger les divergences. 3.1.3. Redresseurs Les électrons doivent traverser le tube du filament vers l’anode. Le courant alternatif doit donc être corrigé de sorte que cette seule direction soit obtenue. C’est le rôle des redresseurs. 3.1.3.1. Les différents types de redresseurs 3.1.3.1.1. La lampe diode Elle comprend dans un tube vide d'air un filament chaud (donc entouré d'électrons par effet thermo-ionique) et une plaque large à température basse (donc ne libérant pas d'électrons). - Lorsque la plaque présente un potentiel positif les électrons sont attirés du filament vers la plaque. Lorsque le potentiel de la plaque est négatif, la plaque "froide" n'émet pas d'électrons, le courant ne passe pas de la plaque vers le filament : le système sélectionne le sens du courant ; le courant alternatif est transformé en courant continu (qui n'a qu'un seul sens) mais variable. L'échauffement de l'anode est limité par l'emploi de très larges surfaces et d'une composition en cuivre très bon conducteur de chaleur et d'electricité. Les lampes diodes (Kenotrons) sont restées l'élément redresseur type jusque vers 1965 (figure 9). 3.1.3.1.2. Les redresseurs secs Ils sont constitués de semi-conducteurs (selenium, oxyde de cuivre, germanium, silicium) qui présentent une conductivité différente selon le sens du courant et les caractéristiques des éléments au contact : - Conductivité élevée dans le sens direct, - Résistance élevée en sens inverse. Un tel redresseur sec au silicium peut jouer un rôle de valve pour 200 volt environ, 700 redresseurs de ce type placés en série peuvent redresser 130 KVc. sens des électrons plaque courant non redressé filament courant redressé sens du courant Figure 9 : lampe diode -redresseur. Ces redresseurs sont beaucoup plus fiables que les lampes diodes mais présentent une résistance propre en mode direct non négligeable (une perte de potentiel de 10 % est constatée). 40 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.1.3.1.3. Les tubes à vide Ils sont encore utilisés pour des cas précis tels que la coupure du courant sur le circuit secondaire sous forme de lampe tétrode. 3.1.3.2. Les modes de redressement 3.1.3.2.1. Tubes autoredresseurs (1 crête) Le tube radiogène est lui-même une lampe diode ; il peut donc redresser le courant qui le traverse. Mais lorsque la charge est élevée, l'anode s'échauffe et l'asymétrie fonctionnelle du tube disparaît, l'anode devient à son tour émettrice. Des phénomènes électriques (surtension d'onde inverse) limitent également la puissance admissible. Les tubes autoredresseurs ont donc des conditions d'emploi très limitées : 90 kVc maximum, 15 à 25 mA soit 1 à 2 KW ce qui correspond à des appareils de radioscopie exclusive, ou à des appareils de radiographie peu puissants (catégorie B ou C) dentaire ou appareil portable (incapable de réaliser un cliché pulmonaire). Généralement la totalité des éléments du circuit haute tension, et le tube sont combinés dans une cuve monobloc. Forme du courant : une alternance sur les deux alternances d'une période traverse le tube dans le sens direct et produit du RX. L'alternance en sens inverse ne traverse pas le tube et ainsi le Rayonnement X n'est émis que la moitié du temps. Pour l'alternance utile le courant varie entre 0 et kVc, on parle de fluctuation de 100% du Voltage. On peut rendre ce système plus performant en disposant un redresseur en amont du tube, protégeant l'anode contre un potentiel négatif lorsque l'alternance est en sens inverse pour le tube. Ce système redresseur placé sur le primaire ou le secondaire, associé à des condensateurs permet d'améliorer la forme du courant aux bornes du tube pour se rapprocher des performances de la catégorie suivante. 3.1.3.2.2. Redressement en pont (2 crêtes) Il s’applique à des appareils alimentés en monophasé, la tension est redressée par un pont formé de quatre redresseurs. Les électrons suivent le pont redresseur de sorte que chaque alternance traverse le tube dans le sens efficace. A deux alternances correspondent deux crêtes. Forme du courant :: les deux alternances du courant sont donc utilisées, mais il existe une fluctuation de 100% du voltage, celle-ci est responsable d'une émission discontinue. Ce système 2 Crêtes, 4 redresseurs est relativement simple et efficace, sa puissance (obtenue en faisant le produit KV par mA, corrigé par le coefficient 0,7) atteint 30 kW et il peut répondre à presque tous les besoins radiologiques courants. Il est insuffisant dès que l'on a besoin de puissance, de souplesse ou d'économie d'échauffement. courant aux bornes du tube courant aux bornes du générateur 41 Imagerie par les rayons X et radioprotection NB : 1) Les flèches pleines indiquent le sens des e - dans les redresseurs. 2) Les flèches à côté du circuit contrent le sens des e - lorsque la polarité et celle indiquée sur les extrémités du transformateur, elles se modifient lors de l'autre alternance. Figure 10 : monophasé redresseurs 2 crêtes. 3.1.3.2.3. Redressement de triphasé : 6 redresseurs Le courant triphasé est constitué par trois courants alternatifs sinusoïdaux déphasés de 120 (1/3 de période) et transportés par 3 conducteurs principaux (avec un conducteur neutre qui équilibre la demande en fonction des besoins de chaque phase). Un transformateur triphasé est formé de trois transformateurs élémentaires correspondant chacun à une phase. - Deux redresseurs par phase. - Selon le même principe que pour le pont 4 redresseurs, le courant électronique passe totalement dans le sens direct du tube, mais le décalage de chacune des alternances par rapport aux voisines fait que le voltage aux bornes du tube reste toujours élevé. A chaque instant également le potentiel est la somme des trois potentiels de phase dont deux sont positives alors que la troisième est nulle ou positive. Forme du courant : la fluctuation entre kVc et le Kilovoltage minimum réel n'est que 22%. Ce système ne peut procurer de point neutre électrique dans le circuit et la différence de potentiel aux bornes du tube est très deséquilibrée : ces générateurs ne permettent qu'un kVc de 120KV avec un tube 160KV. Malgré leur simplicité ils restent limités dans leur emploi. primaire U EFF. entre primaire U EFF. entre phases tube Figure 11 : système redresseur triphasé simple . 6 redresseurs. 3.1.3.2.4. Circuit 6 crêtes - 12 redresseurs On accole 2 ponts 6 redresseurs du type précédent. La fluctuation reste identique (22%) mais le système est équilibré électriquement. C'étaient les générateurs les plus courants. 3.1.3.2.5. Circuit 12 redresseurs - 12 crêtes Pour obtenir un système à 12 crêtes, il faut s’arranger pour réaliser un déphasage entre la tension positive et la tension négative de façon que le maximum de l’une corresponde au minimum de l’autre. 42 Imagerie par les rayons X et radioprotection 1 période circuit de mesure tube Figure 12 : système redresseur triphasé double. 12 redresseurs. Ceci est obtenu avec un déphasage de 30 degrés. La fluctuation du courant aux bornes du tube ne fluctue plus que de 4 %, ce qui est très proche d’un courant constant. 3.1.3.2.6. Générateur à courant constant On retrouve un transformateur HT triphasé avec un montage 12 redresseurs. Les HT positive et négative sont filtrées par des condensateurs de forte valeur. On trouve ensuite en série et de part et d’autre du tube RX, deux tubes électroniques (triode ou tétrode) dont le rôle est double : - déterminer le début et la fin de l’exposition ; réguler la HT durant l’exposition de manière à la maintenir constante aux bornes du tube. 3.1.3.2.7. Générateurs à moyenne fréquence Alors que les générateurs précédents travaillent à la fréquence du réseau, ce type de générateur travaille à des fréquences de quelques kHz. De telles fréquences exploitent l’impédance du circuit formé par câbles et tube, de sorte que le courant alternatif redressé n’a plus qu’une fluctuation faible aux bornes du tube et devient proche d’un courant constant sans même utiliser un courant triphasé. Des composants semi-conducteurs puissants contrôlent le courant et procurent des types de pose très courts de l’ordre de la ms. Un générateur de 40 KW peut être contenu dans le volume embarqué sur une colonne ou une suspension, le pupitre occupant le volume d’un clavier d’ordinateur. 3.1.3.2.8. Générateurs à décharge de condensateurs Dans ce type de générateurs, l’énergie est accumulée dans des condensateurs sous un régime de faible puissance. On peut donc utiliser des prises de courant de faible puissance (220V et 10 A) d’où l’intérêt de cette formule pour les appareils mobiles. La décharge de ces condensateurs mis en série (dont créant une HT) est brève et de type exponentiel,; le potentiel est régulièrment décroissant (sans descendre à moins de 70 % de la valeur intiale) et par certains points est proche d’un courant constant. Il a été construit également des appareils où le potentiel continu était assuré directement par des batteries d’accumulateurs disposées en série (2 volts par élément et plusieurs dizaines de milliers d’éléments). 43 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le courant était constant, mais la réalisation de clichés loin d’une source de courant requiert une masse d’accumulateur considérable. 3.1.4. Réglage du temps de pose Le temps de passage des électrons dans le tube est obligatoirement modulé par l'établissement de la haute tension aux bornes du tube, l'intensité du faisceau d'électrons liée à la température du filament présente une relative inertie. 3.1.4.1. Coupure sur le circuit secondaire La coupure sur le circuit haute tension secondaire nécessite une technologie élaborée : les interrupteurs mécaniques courants seraient le siège d'étincelles qui détruiraient tous les contacts ; les interrupteurs électroniques constitués par des lampes tetrodes (cette technologie est utilisée dans les radars) permettent de telles coupures, mais à des prix très élevés. Elle est donc réservée à des cas particuliers tels que radiocinema à grande vitesse (plus de 50 i/s). Les matériels les plus récents sont équipés d'organes de coupure formés de semi-conducteurs (Thyristor) qui peuvent couper à n'importe quel moment de l'alternance. 3.1.4.2. Coupure sur le circuit primaire Cette solution est la règle habituelle. On agit au niveau de l’alimentation primaire 220 V ou 380 V. Lors de chaque coupure sur un interrupteur d’éclairage domestique, une petite étincelle se fait. Celle-ci échauffe les contacts de l’interrupteur proportionnellement à l’intensité du courant. Une étincelle s’établit entre deux conducteurs lorsque la distance qui les sépare est inférieure à 1 mm par 1 000 V (la coupure de 100 000 V exigerait une distance de plus de 100 mm). L’intensité étant élevée dans les générateurs RX, un système complémentaire permet de coordonner la coupure avec le passage au zéro du courant alternatif. Le temps de passage du courant dans le circuit HT est modulé par la durée des alternances, donc multiple de 1/100e de seconde. Il peut arriver sur des générateurs relativement anciens que ce système se dérègle et fasse entendre un bruit d’explosion lors d’une prise de cliché rappelant la nécessité d’un réglage. 3.1.4.3. Détermination du temps de pose La coupure du courant est assurée au bout du temps voulu : - Soit par une minuterie, mécanique, électrique, ou électronique, selon la précision, le coût et la modernité du matériel. Ce système n'a aucune particularité. Soit par un exposeur automatique. Certains appareils ne mesurent pas séparément mA et fractions de secondes mais les mAs ou débit de courant (Coulombs). 3.1.4.4. Coulomb-mètre L'exposition est définie par trois paramètres KV, mA et s ; mais il est possible de n'en conserver que deux, KV et mAs. Le produit des ampères par le temps en secondes correspond à une quantité d'electricité mesurée en Coulomb. L'appareil coupe le courant dès qu'un nombre de coulombs est atteint, le temps ne peut être connu que secondairement, une minuterie affichant rétrospectivement le temps réel. 3.1.4.5. Exposeur automatique 44 Imagerie par les rayons X et radioprotection La majorité des générateurs confient selon les cas la détermination du temps de pose soit à une minuterie soit à un exposeur automatique chargé de commander la coupure en fonction du rayonnement atteignant le film. 3.1.5. Choix d’un générateur Le prix d’achat et le type d’alimentation sont prédominants ; cependant d’autres facteurs ont une influence sur le choix d’un générateur. 3.1.5.1. Perfermances et techniques radiologiques Certaines techniques nécessitent des performances particulières : - radiovasculaire : le besoin de puissance impose un générateur triphasé ; - radiocardiologie : la fréquence élevée des expositions nécessite une coupure sur le secondaire ; - radiopédiatrie : les temps de pose très brefs (milliseconde) et une grande souplesse impliquent un générateur haut de gamme couplé à un exposeur automatique spécifique. 3.1.5.2. Cas des appareils mobiles La maniabilité, le type de déplacement, l’alimentation électrique, la population radiographiée guident le choix d’un appareil mobile. L'attention doit être portée à la puissance nécessaire pour faire un cliché d'abdomen ou même de poumon sur un sujet épais avec un temps court et des écrans peu rapides. 3.1.5.3. Puissance d’un générateur Résultat du produit des KV par les mA. Cependant, un générateur donnant 160 kV maximum et 800 mA maximum peut ne donner que 500 mA sous 100 KV soit 50 kW triphasé. Un générateur peut donc être défini par : - sa puissance son intensité maximale le kilovoltage maximum. le type de redressement du courant Le tube qui est l’élément fragile de l’ensemble doit avoir une puissance équivalente ou supérieure à celle du générateur. 3.1.5.4. La souplesse d’utilisation Elle est généralement coûteuse (motorisation des commandes, réglages continus, utilisations multiples, commandes automatisées, affichages esthétiques) ; indispensable pour quelques usages intensifs, elle n'est pas nécessaire à la qualité du travail photographique. L'évolution technologique abaisse les prix des modalités confortables. 3.1.5.5. Le choix entre mono et triphasé C’est une affaire de prix et d'usage. L'opposition disparaît avec le développement de la haute fréquence qui procure avec un générateur monophasé la même puissance, le courant constant et les coupures rapides que donnaient autrefois les générateurs triphasés. 3.1.5.6. Association tube / générateur 45 Imagerie par les rayons X et radioprotection Dans le choix d'un générateur on ne doit pas négliger celui du tube RX (3000 t/m ou 9000t/m, plateau large ou ordinaire etc). Parfois le bon choix peut associer un générateur de moyenne puissance à un tube très puissant 9 000 tours qui acceptera des clichés très répétitifs qui échauffent le plateau anodique. Les écrans rapides ont aussi modifié les choix puisque la puissance absolue n'est plus indispensable. 3.1.6. Maintenance La maintenance des générateurs électriques est limitée, peu de pannes lui sont dues, seul le maintien des performances avec le temps doit être surveillé et quelques règlages s'imposent sur les appareils électromécaniques les plus simples. 3.2. Tube radiogène 3.2.1. Principe général Le rayonnement X est obtenu par la collision avec une cible d'un faisceau d'électrons fortement accelérés par une différence de potentiel entre filament et cible. La quantité de rayonnement Q est liée à la ddp V, à l'intensite I, au temps t, et au numéro atomique Z du corps constituant la cible par la formule Q = K . Z . I . t . V2 (K étant une valeur de correction dépendant des unités employées). 3.2.2. Éléments constitutifs ANTICATHODE PIECE CONCENTRATION VERRE BOMBARDE CONE PLOMBE HUILE Figure 13 : tube à anode fixe. 46 Imagerie par les rayons X et radioprotection rotor plateau anodique ampoule de verre HT - HT + filament émetteur du faisceau e pièce de concentration des e - stator foyer électronique câble H.T. zone de RX p rim. gaine stator tube filtre AL cône en Pb ray onnement p rimaire ray onnement secondaire Figures 14 et 15 : coupes d'un tube à anode tournante. Nous prenons comme modèle un tube à anode tournante, qui est le système presque obligatoirement utilisé aujourd'hui. 3.2.2.1. Ampoule de verre L' ampoule maintient un vide poussé où le déplacement des électrons ne rencontre aucun obstacle. Le verre doit resister à des températures très élevées provenant du filament et surtout du plateau anodique. 3.2.2.2. Le filament Les électrons sont libérés par le filament porté à une température elevée. 47 Imagerie par les rayons X et radioprotection L’effet EDISON ou thermo-ionique correspond à la constitution d' un nuage d' électrons autour d' une structure chaude. Le nombre d'électrons croît avec la température et la surface émissive. Compte tenu de la différence de potentiel entre le filament (cathode) et le plateau anodique, la totalité des électrons libérés par le filament traverse l'espace filament-cible et constitue le courant du tube mesuré et affiché en mA. Le réglage de l'intensité dans le tube est donc assuré par la température du filament, laquelle est fonction de l' intensité aux bornes du filament. Gros et petit foyer permettant une puissance différente, ils sont alimentés par des filaments de surface émissive différente. - Les tubes sont ordinairement equipés de 2 foyers, donc de deux filaments de dimensions differentes. Au filament est également connecté le pôle négatif de la Haute Tension. 3.2.2.3. La pièce de concentration Le faisceau d'électrons qui frappe la cible sur l'anode (foyer électronique) doit être concentré sur une surface réduite (0,6mm x 2 mm de côté pour le petit foyer) et non pas se disperser sur toute la surface du plateau anodique. Cette concentration est obtenue en disposant le filament au fond d'une pièce métallique portée au potentiel négatif convenable repoussant vers le centre du faisceau les électrons négatifs. 3.2.2.4. La cible électronique La cible électronique, source du rayonnement X, zone de collision avec le faiosceau d'électrons, portée par l'anode tournante doit répondre a plusieurs contraintes simultanées : - températures élevées (1000 à 1500 degrés Celsius) puisque l'énergie en jeu pour chaque cliché (KV x mA x t) est très importante ; forces mecaniques consécutives à la rotation d'anode (3000 à 9000 tours / minute soit 100 à 200 fois l'accélération de la pesanteur en périphérie d'anode tournante) ; changements thermiques brutaux lors de l'utilisation qui ne dure qu'une fraction de seconde pour une puissance élevée. D’autre part, le numéro atomique doit être élevé pour améliorer le rendement émissif de sorte que seul le tungstène (Wo dont Z= 74) ou un alliage tungstène-Rhénium (Z=75) répond à ces conditions. 3.2.2.5. Le plateau anodique Le plateau anodique qui supporte l a cible, monté sur un axe de rotation joue un rôle de : - masse ayant une capacité d'accumulation thermique de l'énergie introduite de manière discontinue lors de chaque cliché ; source de dissipation de cette quantité de chaleur ; conducteur électrique (anode) ; support mécanique en rotation rapide. Le plateau peut être constitué de tungstène en bloc massif, ou au contraire association composite, de graphite, ou molybdène, au Tungstène (piste de tungstène sur disque de graphite). Le diamètre du plateau mesure 70 à 120 mm pour les modèles courants. 3.2.2.6. Le moteur d'entraînement du plateau anodique. Le plateau anodique tourne à 3000 ou 9000 t/m, entraîné par un axe, lui-même lié au rotor du moteur situé dans l'ampoule de verre ; des roulements à billes de grande qualité permettent un fonctionnement malgré les contraintes thermiques. Les tubes les plus récents ont des portées de technologie très complexe. 48 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le stator du moteur est disposé a l'extérieur de l'ampoule : le courant nécessaire pour accélérer le plateau à 9000 t/m en un temps bref (1 à 1,5 seconde) représente environ 400 V et 10 A (4 kW) donc une source de chaleur non négligeable lorsque l'entraînement d'anode est inutilement prolongé. Après le cliché l'anode peut soit s'arrêter progressivement, soit être freinée par un courant inverse. 3.2.2.7. La gaine du tube La gaine métallique qui contient l'ensemble du tube joue les rôles suivants : - protection mécanique et électrique, moyen de support de l'ensemble, base de fixation du diaphragme ou des localisateurs ; protection contre le rayonnement X : le rayonnement utile sort par une fenêtre limitée ; dans toutes les autres directions la gaine réduit à une dose très faible ; évacuation de la chaleur provenant de la cible, de l'anode. L'huile minérale contenue entre gaine et ampoule a pour rôle l'équilibre des températures entre ces divers éléments. L'évacuation de chaleur de la gaine peut se faire par convection de l'air entourant la gaine, mais aussi lorsque des énergies importantes sont en jeu (vasculaire, scanographe, table télécommandée) grâce à une circulation d'eau, d'huile ou d'air forcé par un ventilateur. A partir de ce modèle de description, un grand nombre de réalisations sont possibles correspondant à des besoins différents : - radiologie courante osseuse ou pulmonaire : la puissance n'est pas cruciale ; radiologie vasculaire soumettant à une charge élevée pour une série et à une charge cumulée lors de séries multiples du plateau anodique : nécessité d’un plateau anodique lourd et d’une gaine à grande dissipation thermique ; scannographie où le problème est celui de charges répétitives de clichés de charge instantanée élevée : implique de très grandes capacités thermiques et particulièrement avec les scanographes à rotation continue et acquisition hélicoïdale. certaines techniques spéciales nécessitent un foyer fin (0,1 mm) ; mammographie : tube avec cible électronique en molybdène ; scopie pulsée ou graphie vasculaire : tube avec grille comparable dans le principe à celui d'une triode qui contrôle le passage des électrons. 3.2.3. Les problèmes de chaleur dans le tube RX Le tube RX est l'élément fragile de l'installation radiologique. Très coûteux, il s'use et surtout des maladresses de manipulation, que l'on peut rencontrer dans des situations très banales (vasculaire ou radiologie digestive) peuvent le détruire. Quelques minutes d'emploi maladroit peuvent coûter 150• 000 à 250• 000 Francs (nouveaux). La connaissance de ces problèmes techniques est donc une necessité. 3.2.3.1. Les énergies mises en jeu Prenons le cas banal d'une scannographie en coupe fine (2 mm). Une coupe exige : 120 KV x 300 mA x 2 secondes = 48 103 Joules soit 24 kW pendant 2 secondes Rappel : 1 Joule = 1 Watt x 1 seconde. Cette énergie peut être comparée à celle mise en jeu dans divers appareils ménagers tels que radiateur (2000 W), four (3000 W), d'autant que cette énergie est apparemment concentrée sur une surface infime (0,6 mm2, 0,6 mm a 1,5 mm2, 1,5 mm2) d'émission du rayonnement X. 49 Imagerie par les rayons X et radioprotection Il faut également rappeler que le rendement d'émission des RX est très faible, il représente moins de 1% de l'énergie introduite dans le tube produit des RX, donc que plus de 99% de l'énergie introduite est retrouvée sous forme de chaleur dans le tube. 3.2.3.2. Les principes physiques de transfert de chaleur 3.2.3.2.1. Les trois mécanismes La chaleur est transférée des zones chaudes vers les zones froides par trois mécanismes : - - Conduction : la chaleur diffuse dans un corps conducteur, ainsi l'énergie introduite dans la piste thermique se distribue dans l'ensemble du plateau anodique. Convection : un fluide au contact d'une zone chaude s'échauffe se dilate et monte par rapport au fluide plus froid. Un courant liquide de convection assure un renouvellement du fluide : la convection par l'air ambiant assure le refroidissement de la gaine, de même que le transfert de chaleur de l'ampoule à la gaine par l'huile. Rayonnement : tout corps porté à une température superieure au zéro absolu émet un rayonnement électro-magnétiqueproportionnel à la quatrième puissance de la température absolue. Cette émission est évidemment possible dans le vide. Or la piste thermique et le plateau anodique sont portés à une température de 1000 à 1500 degrés Celsius ; cette transmission radiative joue donc un rôle majeur pour l'évacuation de chaleur à l'intérieur de l'ampoule. 3.2.3.2.2. Chaleur massique On se rappelle l'équivalence entre calorie et Joule (énergie électrique). L'introduction d'énergie électrique (donc de chaleur) dans un corps éléve la température de celui-ci, de façon inversement proportionnelle à la chaleur massique (pour un même nombre de calories ou de Joules la température s'élève moins quand la chaleur massique est plus élevée). La température d'un constituant du tube est fonction à la fois de l'énergie introduite et de celle qui est evacuée par l'un des mécanismes indiqués ci-dessus. 3.2.3.2.3. Les étapes successives Tout d’abord, l'énergie introduite (KV x mAs ) dans la piste thermique porte celle-ci initialement froide à très haute température (1000 à 1500°C). La chaleur de la piste thermique diffuse dans le plateau anodique. Cette chaleur, si elle était excessive, entraînerait une fusion de la piste thermique. Les limites d'énergie du faisceau électronique dans le tube sont calculées et définies par l'abaque de charge. Enuite, le plateau anodique accumule une chaleur venant de la piste thermique, qu'elle devra évacuer par rayonnement vers la périphérie, ampoule, huile et gaine. Le cliché suivant sera possible dès que la températurre de l'anode et du foyer thermique sont suffisamment bas. Cette température ne peut être mesurée directement dans la piste thermique. Enfin, l'énergie reçue du plateau anodique et de l'ampoule par la gaine et son contenu est répartie par convection de l'huile et evacuée par convection de l'air ambiant. Il est aisé de contrôler la température de cet ensemble. 3.2.3.3. La température du plateau anodique 3.2.3.3.1. Capacité thermique de l’anode Elle définit la quantité maximale d'énergie introduite dans le plateau anodique sans destruction de celui-ci. 50 Imagerie par les rayons X et radioprotection Elle peut se mesurer en Joules ou en Watt/seconde ou en unités-chaleur (Watt/seconde x coefficient dépendant du type d'alimentation). Une anode banale peut avoir une capacité thermique de 140.000 Joules ce que produiraient 10 cliches successifs demandant 70KV et 200 mAs (UIV sur un patient épais). La capacité des tubees de scanogerpahe peut atteindre 4 millions de joules. La courbe de refroidissement ou d’évacuation de l’énergie est de type exponentiel, le refroidissemnt étant beaucoup plus efficace lorsque la température est élevée. Une anode portée à sa température maximale retrouve presque son niveau thermique initial en sept à dix minutes . Exemple : si l’on reprend les chiffres énoncés précédemment soit : - capacité thermique moyenne : 140 103 J - durée pour revenir à l’état initial - charge due à un cliché : 48 103 J De manière simple, l’on pourrait admettre que l’on doit séparer deux clichés par 2,5 minutes pour que l’anode reste à une température minimale. En fait, les charges se succèdent à un rythme plus rapproché où échauffement et refroidissement s’opposent. Il suffit que l’anode reste dans les limites de sécurité. UC:180 000 Temps de refroidissement en mn. Figure 16 : refroidissement / échauffement d'un plateau anodique d'une capacité de 140 000 UC. 3.2.3.3.2. Expositions répétées - Expositions espacées 51 Imagerie par les rayons X et radioprotection 140 joules 40 000 puis 85 000 joules 1 2 3 4 5 6 7 8 9 Temps en minutes Figure 17 : refroidissement du plateau anodique après échauffement. Cette courbe représente l’effet de clichés de radiologie osseuse où l’intervalle entre clichés permet un refroidissement suffisant. - Expositions rapprochées destruction 1 exposition avant rupture 2 expositions de 40 000 j à 4 minutes d'intervalle Figure 18 : échauffement avec poses répétées. Cette courbe montre le résultat de poses rapprochées d’une tomographie de rocher : 75KV, 100 mA et 6 secondes avec 60 secondes entre poses. Chaque nouvelle pose survient alors que l'anode n'a pas retrouvé la température existant auparavant. L'introduction et l'évacuation thermiques sont telles qu'après six clichés la capacité thermique maximale d'anode est atteinte. Le cliche suivant risque donc de détériorer ou détruire le plateau anodique. Les examens les plus dangereux pour l'anode correspondent aux poses répétitives : - peu nombreuses avec une charge élevée (tomographie ou artériographie de membres inférieurs sur grand format et surtout scanographie), charge limitée mais poses nombreuses (cinécoronarographie ). - Expositions au tomodensitomètre 52 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le tomodensitomètre pose le même problème lorsque la charge individuelle est élevée (épaisseur de coupe de 2mm) ou lorsque les coupes sont très rapprochées dans le temps (angioscan ) et essentiellement scanographie hélicoïdale où l'exposition dure 30 secondes à haute intensité (200 mA). - Scopie prolongée On n'imagine pas que la scopie, 100 KV et 3 mA, soit dangereuse pour le tube, mais une scopie prolongée (cathétérisme cardiaque) peut aboutir à une élévation thermique voisine de la moitié du maximum. 90 KV x 3 mA x 60 secondes = 16 200 Joules De sorte que le plateau anodique peut en quelques minutes de scopie continue, s'équilibrer à une température moitié de la température maximale, limitant les possibilités ultérieures de cinéradiographie. 3.2.3.3.3. Sécurité de température d’anode Il n'existe aucun moyen de mesurer directement la température de l'anode. La presque totalité des générateurs n'assure donc aucune protection contre une surcharge par répétition abusive de poses. La prudence, l'expérience et le calcul dans les cas limites sont la seule sécurité. Certaines installations coronarographiques permettent une mesure du rayonnement thermique de l'anode à travers l'ampoule : l'opérateur est ainsi averti lorsque la charge approche des valeurs excessives. Les installations les plus évoluées (scanographe) comprennent un calculateur électronique intégrant les charges thermiques et le refroidissement en fonction du temps et des caractéristiques du tube. Paradoxalement les systèmes d'angiographie numérique récents laissant à l'opérateur le choix, en cours d'examen du nombre de clichés et leur rythme ne permettent pas de prévoir si une série sera acceptable ou non, en particulier lorsque l'on multiplie ou allonge la série sur un foyer de petite taille. C'est au médecin de décider si le temps de refroidissement après une série est suffisant pour en recommencer une autre. 3.2.3.4. Température de gaine 3.2.3.4.1. Capacité de gaine La masse métallique et l'huile assurent à la gaine une capacité thermique de 2 millions de joules. Le retour à la température de départ à partir de la température maximale (voisine de 80 degrés) est obtenue en 2 à 3 heures soit 10.000 Joules/minute, moins que le refroidissement d' anode. On pouvait donc rencontrer des surchauffes de gaine sans que l'anode ait été surchargée (nombreuses séries de tomographies ou d'angiographie separées de 3 a 4 minutes). L'évacuation de chaleur est aujourd'hui accélérée par un ventilateur ou une circulation d'eau au contact de la gaine. Il est donc exceptionnel, sauf panne de ce sytème que la sécurité thermique de gaine intervienne. L'énergie provenant du moteur d'anode (4KW) contribue à l'échauffement de gaine en particulier lorsque la durée séparant 1er et 2eme temps de prise de cliché est importante. 3.2.3.4.2. Sécurité thermique de gaine La dilatation de l'huile de la gaine avec la chaleur met en jeu un système interdisant la poursuite du fonctionnement au-delà de la capacite acceptée. Cette securité thermique très fiable ne joue donc que sur un seul élément et ne protège pas tout le tube. 30 à 45 minutes sont necessaires pour permettre une reprise d'activité lorsqu'elle interrompt un examen. En fait son rôle est limité puisqu'il a été facile aux ingénieurs d'améliorer l'évacuation thermique (circulation d'air ou eau). 3.2.3.5. Abaque de charge 53 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.2.3.5.1. Les charges du tube On peut distinguer plusieurs paramètres : - La charge instantanée : c’est l’énergie fournie à un instant donné. KV x mA Sa valeur limite est fonction du temps de pose et de la rotation de l’anode, son dépassement entraîne une fusion de la piste thermique. Elle est étudiée sur l’abaque de charge d'anode. - La charge unitaire : elle correspond aux constantes du générateur pour un examen. KV x mA x s - La charge totale : c’est l’énergie totale fournie par une série de clichés lorsque le temps qui sépare deux expositions est très réduit (radiocinéma, angiographie, scanographe). Cette charge totale devra être calculée dans certains cas pour protéger le tube. 3.2.3.5.2. Un abaque C’est une représentation graphique des variations simultanées de trois variables. Temps en secondes Figure 19 : abaque de charge d'un tube radiogène puissance 40 KV générateur à tension constante. Sont projetées sur cet abaque les valeurs maximales admissibles d’une variable, KV, mA ou temps en fonction d’une valeur donnée des deux autres. L’abaque est différent selon le type d’alimentation en courant HT (mono ou triphasé) et selon la taille du foyer optique. 3.2.3.5.3. Quelques constatations - Pour une durée donnée, le produit KV x mA est constant. - A KV constant, le produit mA x sec augmente avec le temps, mais on doit diminuer l’intensité à mesure que le temps croît. De ce fait, des temps longs autorisent des débits (mAs) très importants. - Une augmentation de l’exposition est plus aisée à obtenir en augmentant le kilovoltage plutôt que l’intensité selon la formule : "le noircissement du film est augmenté de manière équivalente 54 Imagerie par les rayons X et radioprotection en doublant les mAs ou augmentant les KV de 15%" Il est plus facile de jouer sur la puissance et l'abaque à partir des KV. 3.2.4. Les foyers radiologiques Le foyer est la surface de formation du rayonnement X. On décrit trois types de foyers qui correspondent à des aspects différents de la zone émissive de rayonnement X. - Foyer électronique : zone de collision du faisceau d'électrons avec la cible de tungstène. Foyer optique ou géométrique : surface apparente d'émission du rayonnement utilisé, vu du récepteur. Foyer thermique : zone sur laquelle le faisceau électronique se répartit en réalité sur l'anode tournante et qui est échauffée. foyer optique ou géométrique foyer électronique piste thermique Figure 20 : représentation des différents foyers d'une anode tournante. 3.2.4.1. Foyers électronique et optique La surface du plateau anodique n’est pas perpendiculaire au faisceau électronique mais légèrement oblique (12 à 17,5 degrés). Cet angle est appelé pente d’anode. Si, pour les énergies supérieures à 1 MeV, la direction du rayonnement émis est proche de la direction du faisceau d’électrons, pour les énergies qui se situent entre 40 et 200 KeV, l’émission se fait dans une direction perpendiculaire à celle du faisceau électronique. Si l'on regardait la surface émissive (foyer géométrique ou optique) en se plaçant au niveau de l'objet radiographié, on constaterait qu'elle est plus petite que la surface frappée par les électrons (foyer électronique). Le foyer optique comme le foyer électronique sont des rectangles avec deux côtés, l'un parallèle au rayon, l'autre parallèle à la circonférence de l'anode : cette dernière a la même longueur pour les deux foyers (électronique et optique), par contre la dimension radiale diffère : elle est définie par la formule : longueur du F.géom. = longueur du F. électr. x Sinus de la pente Approximativement la hauteur de F. électr. est 3 à 5 fois celle du F. géom. Ainsi un foyer géométrique 1 x 1mm correspond à un foyer électronique 1 x 3 mm pour une pente de 17.5° et 1 x 5 mm pour une pente de 12 degrés. Relation surface / émission et surface / pente. - Tout d'abord, la puissance d'émission est liée à la surface de collision. - Ensuite, l'intensité maximale du faisceau d'électron est constante pour une surface définie du foyer. - Enfin, pour une surface identique, le foyer géométrique est plus petit lorsque la pente est faible. 55 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.2.4.2. Le foyer thermique La mise au point de l'anode tournante vers 1935, a été un perfectionnement considérable. Jusque là le faisceau électronique frappait une zone immobile et la puissance utile était limitée . Avec l'anode tournante, le faisceau électronique frappe une cible située en un point defini de l'espace alors que le matériau de la cible change ; ainsi le foyer électronique se trouve sur une zone de la piste thermique constamment renouvelée, qui a eu le temps de dissiper une partie de sa chaleur. 3.2.4.2.1. Le premier tour d'anode Considérons une anode tournant à 3000 t / minute soit 50 t / seconde (fréquence du courant E.D.F. = 50 periodes) et plus particulièrement le premier tour. L'anode présente au faisceau électronique une zone froide pendant le premier 1/50 de seconde et la surface chauffée (foyer thermique) est plus étendue que la surface du foyer électronique. - On peut comparer la surface du foyer optique : 1 x 1 mm 2 à celle du foyer électronique : 1 mm x 1 mm / sin 20° = 3 mm et à celle de la piste thermique qui est la surface de la couronne délimitée sur le plateau anodique ; le plateau mesure 70 mm de diamètre, la piste thermique se tient à 5 mm de la périphérie et mesure 3 mm de large ; la surface de la couronne est la différence entre les deux surfaces des deux cercles de rayon 30mm et (30 - 3 )mm soit S = (30 x 30 x 3,14) - (27 x 27 x 3,14) = 536.94 mm2 Ainsi l'anode tournante permet de multiplier la puissance dans le rapport 540 / 3 = 180 fois 3.2.4.2.2. Les tours suivants Dès que la piste a été échauffée en un point, l'énergie introduite peut par conduction diffuser dans le plateau anodique ; cette diffusion rapide permet au métal de se présenter moins chaud lors du deuxième tour d'anode. Une compétition comparable à celle décrite pour la capacité thermique d'anode, introduction et diffusion de chaleur, se produit. Si le temps de pose est bref le rayonnement X pourra être plus intense que pour un temps long, où les introductions de chaleur se succèdent, le gradient de température entre foyer thermique et plateau étant moins favorable. Ce phénomène est l'explication de l'aspect des abaques de charge. 3.2.4.2.3. Les facteurs modifiant la puissance du tube - - L'unité de surface de la piste thermique ne peut recevoir qu'une intensité limitée : la puissance d'émission en rayonnement X est proportionnelle à la surface du foyer thermique : un gros foyer 1,2 mm x 1,2 mm aura, toutes choses égales par ailleurs, une puissance quadruple d'un foyer optique 0,6mm x 0,6mm. L' anode permet une puissance plus élevée lorsque la pente d'anode est moindre. Le rapide calcul sur la surface du foyer thermique permet de comprendre l'influence du diamètre de plateau anodique : la puissance admise sera proportionnelle au diamètre du plateau, d'où l'apparition de plateaux de 100, 120 ou même 150 mm . De même, on peut montrer que la puissance admise par un tube augmente avec la vitesse de rotation de l'anode, précisément avec la racine carrée du rapport des vitesses : un tube 9000t/m a une puissance 1,7 fois plus importante qu'un tube 3000t/m, à diamètre égal . Par contre la vitesse de rotation n'intervient pas pour la capacité du plateau anodique : certaines anodes de scanographes tournent à 3000 T d'autres à 9000 T. 56 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.2.5. Mort du tube RX Le tube RX est fragile, s'use et peut être détruit par fausse manœuvre. Il est très coûteux. Sa protection doit être un souci, même sur les installations modernes. 3.2.5.1. Dépassement de la capacité d'anode et destruction d'anode Le métal du plateau anodique et de la piste thermique peut sous l'effet d'une chaleur excessive : - d'abord se déformer sous l'action conjointe de la rotation qui peut donner une accélération localisée de 200 g (g= unité d'accélération terrestre) ; puis se rompre et éclater, brisant le tube de verre. Si le moteur d'entraînement ne tourne pas, dans certaines scopies, l'échauffement en un seul point peut "cratériser" la piste thermique. 3.2.5.2. Vieillissement du foyer thermique La répétition d'échauffements-refroidissements de la piste thermique entraîne des contraintes localisées, un dépoli et même la création de microcraquellures de surface. La surface émissive du rayonnement X rendue irrégulière ne produit qu'un faisceau spatialement hétérogène : l'intensité du faisceau X est en partie absorbée par les irrégularités de surface. La réduction du faisceau du côté de l'anode porte le nom d'effet talon (talon d'anode) ou effet heel en anglais. Avec le temps ce phénomène de cratérisation de l'anode diminue le rendement émissif du tube ; pour obtenir la même image (c'est-à-dire la même quantité de rayonnement X) il est nécessaire d'augmenter la charge unitaire. Cette surcharge progressive, outre une diminution de qualité d'image aggravera la détérioration de l'anode et précipitera la destruction. 3.2.5.3. Vieillissement du verre D'infimes craquellements de l'ampoule, consécutifs à une surchauffe localisée, peuvent laisser pénétrer des molécules qui diminuent la qualité du vide : le faisceau d'électrons interagit avec ce gaz, une fluorescence bleue est visible lors du passage de courant. Ce phénomène réduit considérablement la quantité de RX émis. Ce "tube bleu" doit être changé, puisque son contenu devient conducteur et des amorçages se produisent. 3.2.5.4. Le vieillissement du filament Les filaments soumis à un chauffage prolongé, comme ceux d'une ampoule d'éclairage, perdent une partie de leur épaisseur de tungstène par évaporation ; la résistance électrique du filament augmente, donc la température d'émission par effet thermo-ionique diminue ainsi que le courant tube. Des corrections périodiques de réglage peuvent être utiles (comparer chaque fois que cela est possible sur l'Ampéremètre du pupitre l'intensité demandée à celle qui est réellement fournie). Un des 2 filaments peut même se rompre : le tube ne fournit alors de rayonnement X que sur l' un des 2 foyers. 3.2.5.5. La rotation d'anode Les portées de roulement de l'axe d'anode sont également soumises aux contraintes d'une rotation à grande vitesse, sous vide et à forte température. Avec le temps, l'usure rend bruyant ce roulement, certaines positions du tube favorisant ce bruit. Ce phénomène annonce un grippage donc une mort du tube. 57 Imagerie par les rayons X et radioprotection La vitesse de 3 000 t / m à 9 000 t / m est atteinte en près de 1 seconde. Pour réduire l'usure des roulements, certaines installations envoient un courant inverse dès la fin de l'exposition. Si une coupure générale d'alimentation survient en cours d'exposition l'anode peut continuer à tourner ; le freinage sera aisément obtenu en faisant un nouveau lancement d'anode suivi d'arrêt. 3.2.6. Conclusion Le tube radiogène est la partie consommable et très coûteuse de l'installation. Pour la même utilisation, vasculaire, tomographie, table télécommandée, certains radiologues gardent le même tube plusieurs années, alors que d'autres, sans pour cela obtenir des résultats photographiques supérieurs en consomment plusieurs. Peut-être existe-t-il des différences entre tubes ? Il existe surtout des différences de soin et de connaissance technique entre médecins. Les risques les plus marqués ne sont pas éliminés par les "sécurités" de l'installation. 3.3. Les grilles antidiffusantes Le rayonnement diffusé peut représenter à la sortie du malade 5 fois le rayonnement direct qui porte l'information. Le rayonnemnt diffusé altère l'image. Supprimer la majeure partie de ce rayonnement diffusé est donc une nécessité. 3.3.1. Origine du Rayonnement diffusé L'opacité du film est due pour sa part informative au rayonnement direct qui n'a subi aucune interaction (permettant de distinguer les zones où le rayonnement a été atténué, ce qui constitue l'information). Mais le rayonnement diffusé noircit le film sans aucun bénéfice. 3.3.1.1. Mécanismes de formation L'interaction des RX avec la matière est due à : - l'effet Thomson-Rayleigh : un rayonnement de même longueur d'onde est réémis, mais avec changement de direction ; cet effet intervient pour environ 10% dans l'atténuation quelle que soit l'énergie ; l'effet Compton, : il y a absorption d'énergie et réémission d'un rayonnement X d'énergie légèrement inferieure dans une direction quelconque de l'espace, ce rayonnement secondaire est la source principale du rayonnement diffusé ; l'effet photoélectrique : l'absorption d'énergie (couches K et L) est suivie de l'émission de rayonnement caractéristique de l'atome, donc d'énergie très faible dans les tissus biologiques, la probabilité de cet effet P.E. est plus grande lorsque l'énergie du RX est faible ou le numéro atomique de l'atome est élevé. L'effet P.E. ne produit pas de rayonnement diffusé gênant en radiodiagnostic car ce rayonnement secondaire a une énergie très faible. 3.3.1.2. Points d'origine du rayonnement diffusé Toute matière touchée par les RX est source de diffusé : - d'abord en amont : air, volets du diaphragme ou bords du localisateur, rayonnement hors foyer du tube radiogène ; ensuite au-delà du patient : table, grille antidiffusante et cassette, sans oublier le rayonnement retrodiffusé venant d'éléments au-delà du film ; enfin, la source essentielle est le volume irradié du patient. L'origine géométrique est très large et les RX diffusés ne semblent qu'exceptionnellement avoir le même trajet qu'un des rayons directement issus du foyer. 58 Imagerie par les rayons X et radioprotection cône en plomb diaphragme localisateur sujet table grille cassette Figure 21 : origine du rayonnement diffusé, volets du diaphragme, limites du localisateur, volume du sujet, matériel entre sujet et film. 3.3.1.3. Influence de la surface irradiée Le rayonnement diffusé est proportionnel à la surface du champ irradié : il diminue de moitié lorsque l'on passe d'un format 24 x 30 à un format 18 x 24, ou lorsque l'on utilise un localisateur de 20 cm de diamètre sur un film 24 x 30. Le graphique joint montre que pour une épaisseur d'eau de 12 cm à 80 KV, l'intensité du rayonnement diffusé est égale à celle du rayonnement direct pour un champ de 7 cm de diamètre et vaut 3 à 4 fois le rayonnement direct pour un champ 35 x 35 cm. rayonnement diffusé rayonnement direct Pour une surface du champ d'irradiation supérieure à 50 cm2, l'intensité du diffusé dépasse celle du rayonnement direct. Figure 22 : variation de l'intensité du diffusé en fonction de la surface du champ d'irradiation. 3.3.2. Grille antidiffusante 3.3.2.1. Principe Inventée par BUCKY, la grille est constituée par une série de lamelles fines (d = 50 mi-crons environ) opaques aux RX, orientées dans la direction du foyer radiogène et séparées par des espaces transparents (D = 300 microns environ) également orientés vers le foyer : 59 Imagerie par les rayons X et radioprotection - les rayons X directs émis par le foyer, transmis par l'objet traversent les espaces transparents de la grille. Les rayons diffusés émis en toutes directions autres que le foyer sont arrêtés par les lames opaques qu'ils abordent obliquement. Ainsi la grille antidiffusante joue un rôle de sélection, éliminant préférentiellement le rayonnement diffusé. rayonnement diffusé rayonnement direct Figure 23 : sélection du rayonnement transmis. 3.3.2.2. Réalisation pratique - Les lames opaques ont une épaisseur transversale, une partie du rayonnement direct est donc arrêtée (1/7). L'épaisseur des lames doit donc être aussi réduite que possible au regard des espaces transparents. La plus grande opacité (due à la densité et au Z) permettant des lames opaques mais fines est obtenue avec Plomb ou Tungstène. arrêté angle limite transmis Figure 24 : absorption du rayonnement. - L'espace radioclair intermédiaire, ayant l'épaisseur de la grille, (H = 3mm), est constitué d'un matériau mécaniquement résistant, Aluminium, carbone carton ou matière plastique ; toutefois, l'aluminium épais de 3 mm (épaisseur de la grille) absorbe une quantité non négligeable du rayonnement direct. 3.3.2.3. Rapport de grille Le rayonnement diffusé est arrêté lorsque sa direction dépasse une valeur angulaire déterminée par la hauteur "H" des lames et la largeur "D" des espaces clairs. Rapport de grille (R) = hauteur des lames (H) largeur des espaces clairs (D) La valeur de R varie de 5 à 16. Plus le rapport R est élevé, meilleure sera l'élimination du rayonnement diffusé. 60 Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 25 : variation de la FTM avec la présence d'un objet absorbant, le rapport de grille. 3.3.2.4. Rapport de transmission T=d/(d+D) Il est meilleur lorsque les lames opaques sont fines et les espaces clairs larges. L'épaisseur H étant limitée, le rapport de transmission varie en sens inverse du rapport de grille. Figure 26 : coupe d'une grille antidiffusante. 3.3.2.5. Nombre de paires de lames Une paire est constituée d'une lame opaque et d'une claire. Des lames opaques, épaisses et en petit nombre sont visibles sur le cliché radiographique. Pour diminuer cet effet, il apparaît nécessaire d'augmenter le nombre de paires de lignes et donc de réduire l'épaisseur des lames opaques. N définit le nombre de lames opaques par centimètre. Une conversion des pouces en centimètre est cependant nécessaire (1 pouce = 2,5 cm); N vaut ainsi entre 20 et 40 par cm. 61 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.3.2.6. Les lames de la grille sont orientées par construction vers un foyer virtuel (les lames les plus périphériques sont plus obliques). La distance du foyer virtuel à la grille est appelée distance de focalisation. Les distances courantes sont 80, 90, 115 et 150 cm. La grille porte sur l'une de ses faces l'indication du côté orienté vers le foyer ("tubeside") ou le symbole d'un tube. Des grilles de dimensions réduites focalisées à l'infini (grille de Lysholm) sont réservées à des usages spécifiques. La distance de focalisation doit être respectée. Certaines tables télécommandées possèdent 2 grilles interchangeables selon la distance focale variable du tube . 3.3.2.7. Poids en plomb Plus les lames de plomb sont épaisses pour un rapport de grille et pour un nombre de lignes au cm identiques, plus le poids en plomb augmente. Le poids de plomb par unité de surface peut indiquer, dans la mesure où les autres caractéristiques sont satisfaisantes, la qualité d'une grille. Ce poids varie de 50 grammes (grille légère) par décimètre carré à 100g (grille lourde). A haute tension, la sélectivité dépend du poids autant ou plus que du rapport de grille. 3.3.2.8. Dimensions et usages - - - - Les grilles fixes ou stationnaires. Elle peuvent être employées soit indépendamment, soit au contact de la cassette, soit même incluses dans celle-ci (cassette-grille). Leur fragilité les fait réserver à des usages spécifiques (salle d'opération) où la mobilité de l'appareillage est essentiel. Les grilles stationnaires sont également choisies lorsque le temps de pose très bref créerait des effets gênants (radio pulmonaire ou vasculaire). Les grilles mobiles (système Potter-Bucky). Elles se déplacent transversalement pendant le temps de pose de sorte que l'opacité des lames est effacée (le déplacement est alternatif sinusoidal), soit projetée avec une grande vitesse initiale rapidement décroissante et avec rebond élastique, le début du mouvement étant déclenché par le début d'exposition. Ce déplacement présente un inconvénient, le décentrement de la grille aux positions extrêmes entraînant un effet grille lorsque le temps de pose, très court, ne permet pas à la grille de parcourir la totalité de l'excursion transversale prévue. Les générateurs monophasés qui émettent un rayonnement discontinu peuvent pour certaines vitesses de translation créer une image stroboscopique des lames, nette pour un temps de pose correspondant à 2 ou 3 alternances (2 à 3 /100 seconde). Les grilles fixes très fines . L'évolution technique tend à privilégier les grilles fixes très fines (nombre de lames elevé) plutôt que les grilles mobiles dont l'image est moins contrastée, sensible à des décentrements inévitables, dont les mouvements peuvent induire des vibrations de la cassette. Autres types. Des types particuliers de grille ont été créés ; grille croisée faite de la superposition de 2 grilles de rapport moderé (2 fois 5) particulièrement efficace lorsque aucune inclinaison du rayon directeur n'est utile (poumon). Grille à mouvement circulaire sur les tomographes complexes (polytome ou stratomatic) ou sériographe vasculaire. Il existe des grilles fixes adaptées à toutes les dimensions de cassette (jusqu'40 x 120 cm) ; les lames sont alignées soit dans le sens du grand côté soit dans celui du petit côté (attention pour incliner le rayon directeur). Les grilles mobiles correspondent à la plus grande dimension de cassette utilisée 32cm au carré ou 45 x 45 cm le plus souvent. 3.3.3. Performance des grilles Les caractéristiques différentes et contradictoires des grilles aboutissent à des performances qui doivent être évaluées. 3.3.3.1. Facteur de grille ou facteur Bucky 62 Imagerie par les rayons X et radioprotection Une grille arrête une grande partie du rayonnement diffusé, mais aussi une partie du rayonnement direct. Ainsi les constantes sont différentes pour réaliser deux clichés de la même région de noircissement identique, sans grille puis avec grille. Si l'on a fait varier seulement les mAs ou le temps, le rapport "B" est le quotient de la valeur de mAs avec grille divisé par la valeur de mAs sans grille. B= mAs avec grille mAs sans grille On peut proposer pour le facteur Bucky les valeurs approximatives suivantes : Rapport 70 KV 120 KV 7 2 5 8 3 4 12 3,5 5 16 4 6 Tableau 12 On voit que l'emploi d'une grille double ou triple au minimum l'exposition par rapport à un usage sans grille (mais avec diffusé). On doit tenir compte de ces valeurs au changement de grilles ou lorsque les conditions d'exposition paraissent difficiles (salle d'opération ou clichés au lit du malade avec un appareil peu puissant). 3.3.3.2. Sélectivité La grille alternant plomb et aluminium (ou plastique) arrête une partie du rayonnement direct et laisse passer une faible partie de rayonnement diffusé peu incliné par rapport au lames. Toute grillle laisse passer: - S % du rayonnement diffusé T % du rayonnement direct La sélectivité est le rapport T / S La sélectivité croît lorsque le rayonnement direct est bien transmis, tout en réduisant le diffusé. La sélectivité augmente : - à nombre de lames / cm identique, avec le rapport de grille croissant ; à épaisseur égale, avec la diminution du nombre de lames / cm ; quand le KV decroît ; quand le poids de plomb augmente. 3.3.3.3. Facteur d'amélioration de contraste Le contraste étant défini par le rapport des noircissements entre deux zones associées, il est possible de comparer les valeurs de contraste sur des clichés avec et sans grille ; le facteur de contraste K est le quotient des contrastes avec / sans grille. Rapport K 8 2 63 Imagerie par les rayons X et radioprotection 16 2,6 2 fois 7 3 Tableau 13 Ce facteur "K" est le produit du coefficient de transmission "T" par le facteur de grille "B". Le rapport "K" est lié au poids de plomb et diminue lorsque le KV croît. Le bénéfice réel en contraste n'est pas toujours très visible lorsque l'on augmente le rapport de grille. 3.3.4. Précaution d'emploi des grilles antidiffu-santes Nous verrons que les caractéristiques d'une grille doivent être adaptées à leur usage. Des erreurs de manipulation peuvent considérablement altérer les résultats. foyer RX trame parallèle film variation de densité Figure 27 : tolérances des trames. 3.3.4.1. Orientation de la grille Le côté tube est indiqué. Si l'on inverse le sens de la grille, seule la partie axiale de la grille est exposée, les rayonnements latéraux étant totalement absorbés par les lames de la grille. 3.3.4.2. Obliquité du rayonnement L'incidence oblique du rayonnement est possible, à condition que le foyer reste localisé dans le plan perpendiculaire à la grille et passe par l'axe de symétrie de celle-ci. Toute incidence différente crée un décentrage du rayon. Les tables télécommandées et la majorité des tables osseuses préviennent ce genre d'erreur. Les grilles croisées excluent toute incidence oblique. RX film rayon central oblique 64 Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 28 : inclinaison du tube. 3.3.4.3. Défocalisation en distance Toute grille focalisée est disposée pour travailler à une distance définie, cependant on peut accepter une tolérance de moins 10% à plus 25 % par rapport à la distance annoncée. Les effets de la défocalisation sont plus marqués aux limites latérales de la grille. On constate ainsi que les clichés pulmonaires réalisés à 2 mètres avec une grille utilisée pour la radiologie osseuse (focalisation à 1 m) sont clairs sur les côtés, alors que l'on voit utiliser indifféremment la même grille pour étudier une épaule à 1 mètre ou un rachis cervical à 2 mètres (car le format est alors réduit et seul le centre de la grille intervient). trame normale Figure 29 : défocalisation. 3.3.4.4. Décalage latéral du foyer Aucune lame n'est plus vue selon sa tranche mais légèrement en oblique, ainsi les lames opaques paraissent plus épaisses et les espaces clairs réduits. La perte de rayonnement transmis par la grille est proportionnelle au rapport de grille "R" et à l'angle de décentrement (mais homogène sur toute la surface du film). Ainsi pour une grille rapport 12 et pour un décentrement de 1cm à une distance de 100 cm, la perte sera 12 x 1/100 soit 12%. Le décentrage est donc très nocif pour des écarts faibles. Le décalage doit être inférieur à 3 cm à 100 cm pour une grille rapport 8 à 2 cm à 200 cm pour une grille rapport 13 car la perte atteint 30%. RX RX normal centré Figure 30 : trame décentrée. 65 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.3.4.5. Angulation du faisceau L'effet est le même que celui d'un décalage en largeur et de fait la construction géométrique de démonstration est la même. 3.3.4.6. Défauts combinés de centrage L'association d'erreurs de focalisation latérale et en distance produit un effet grille. L'atténuation du rayonnement direct est asymétrique, plus importante sur la partie la plus éloignée du foyer. Cet effet grille est très fréquent, car le positionnement du foyer est souvent approximatif (une erreur de distance de 15 à 20 cm pour une grille focalisée à 90 ou 110 cm n'est pas évidente de même qu'une rotation de 1° de la gaine) et la moindre tolérance supplémentaire fait apparaître le défaut. - - Le problème est particulièrement délicat dans la radiologie hors des tables radiologiques. Dans un lit, positionner une cassette perpendiculairement au rayon principal peut être difficile : l'emploi d'une cassette grille à faible rapport (5) est donc conseillé et même parfois celui d'un cliché sans grille. Les grilles mobiles ont un déplacement total de 20 à 30 mm donc un décentrage initial de 10 à 15 mm, valeur importante avec les grilles à rapport élevé sur lesquelles la moindre erreur ajoutée devient catastrophique. Ceci contribue à réduire l'intérêt des grilles mobiles lorsqu'une grille fixe est acceptable. 3.3.5. Choix des grilles Le prix des grilles antidiffusantes, leur fragilité, les précautions d'emploi imposent un choix soigneux. Les propositions suivantes ne font qu'aborder le problème. 3.3.5.1. Clichés au lit, ensalle d'opération Grille parallèle à rapport faible (5), ainsi les erreurs de centrage seront minimisées. Une erreur de quelques centimètres ou degrés n'empêche pas un rayon d'être orthogonal quelque part sur la grille. L'exposition n'est pas trop élevée et l'exigence de qualité n'est pas maximale. Les grands formats sont déconseillés. 3.3.5.2. Clichés osseux Un rapport moyen (7 ou 8) de grille mobile focalisée à 110 cm permet de répondre aux besoins habituels avec quelques réserves pour certains clichés en téléradio. On admet généralement que la qualité d'image sans grille est suffisante pour toutes les régions des membres plus minces qu'un genou de sujet mince ; en fait même les radios de cheville ou de coude peuvent gagner à l'emploi de grilles si l'on accepte l'augmentation (modérée) d'irradiation dans une région moins sensible que le tronc. 3.3.5.3. Clichés pulmonaires Le meilleur choix actuel est certainement une grille focalisée à 150 ou 180 cm, fixe à lames très fines et nombreuses (60 lames au cm), invisibles à la lecture, elles permettent l'emploi de temps de pose très courts. La grille croisée (2 fois 5 ou 7) est également un excellent choix quoique très spécialisé. Les résultats du compromis pour tenter de réaliser des clichés de poumons (180 ou 200 cm, R=12) et d'os (100cm, R=8) ne sont pas satisfaisants, une des catégories de clichés donnant obligatoirement un effet grille. 3.3.5.4. Radiologie vasculaire (classique ou sur AL) La grille fixe de rapport moyen (8 à 10) mais fine (40 à 60 lames / cm) s'impose. Il est souhaitable de réduire l'exposition avec une excellente transmission "T", la trame d'une grille semi-fine n'est pas réellement gênante en radiologie vasculaire classique. 3.3.5.5. Radiologie digestive 66 Imagerie par les rayons X et radioprotection Une première réflexion ferait choisir des paramètres (rapport, finesse) élevés ; mais à haute tension, des lames de plomb trop fines n'atténueraient pas suffisament le rayonnement oblique (à haute tension 30 à 40 microns de plomb réduisent le rayonne-ment X à 1/10 de sa valeur initiale seulement). Une grille ayant un rapport trop élevé aurait un facteur de Bucky élevé, sans augmenter réellement la sélectivité. Une grille à rapport 10 à 12, mobile et contenant beaucoup de plomb est le bon choix. 3.3.5.6. Cas particuliers Des problèmes particuliers spécifiques tels que la radiographie bidirectionnelle simultanée ont pu justifier l'emploi de 2 groupes de grilles croisées. 3.3.6. Les moyens autres que les grilles 3.3.6.1. La réduction du volume diffusant C'est la première mesure. Elle est essentielle pour le patient lui-même et reste, malgré les progrès technologiques, la première à mettre en oeuvre. Tout peut y concourir. - - Réduction de champ couvert particulièrement pour l'abdomen et toutes régions épaisses, il faut limiter le champ à ce qui est strictement utile. Un cliché de vésicule, de hanche ou de charnière lombo-sacrée gagne à être réalisée sur format 18 x 24 plutôt que 24 x 30. Un rachis lombaire de face, pour analyser les structures fines doit être limité transversalement pour éliminer tous les éléments qui n'ont aucun intéret diagnostique mais diffusent alors que le cliché de de Seze étudie la statique et par convention doit s'étendre sur le côté. Un localisateur circulaire (18 cm de diamètre) sur une cassette 18 x 24 réduit le volume irradié de moitié par comparaison à la surface totale du film 18 x 24 nécessaire pour certains clichés. Réduction de l'épaisseur : la compression présente le double avantage de réaliser une contention qui réduit le flou cinétique et de réduire le volume diffusant. L'intérêt en radiologie digestive est évident, le résultat en radiculographie ou pour une radio de coxo-fémorale est moins connu mais mérite d'être essayé. 3.3.6.2. Paramètres d'exposition Le rayonnement diffusé est dû surtout à l'effet Compton dans les tissus mous, sa participation croît avec le kV. La haute tension (poumon et 120 kV) impose sur le thorax l'emploi d'une grille alors que la basse tension peut s'en passer (gril costal à 45 kV). En fait le contraste sera toujours meilleur lorsque l'on utilise une grille, mais l'augmentation d'exposition ne justifie pas toujours ce choix. L'effet remarquable d'une grille spéciale en mammographie qui transforme le contraste à 20 ou 25 kV confirme la nécessité de n'avoir pas une vue trop simplifiée des phénomènes (telle que HT = grille et BT = sans grille). 3.3.6.3. Antidiffusion par l'air Le patient est placé à 20 ou 40 cm du plan du récepteur, sans grille. Ce phénomène (airgap) ne correspond pas à l'absorption du rayonnement diffusé par l'air lui-même mais à la répartition sur une plus grande surface de film des RX diffusés par l'objet irradié lorsque celui-ci est placé à distance du récepteur. Supposons un point source de rayonnement diffusé situé à 10 cm du film placé au contact : une surface de 10 cm2 du film reçoit une quantité Q de RX diffusés ; si le film est éloigné à 20 cm de sa place initiale soit 30 cm du point irradiant, la même surface de film ne reçoit qu'une faible partie du RX diffusé qui s'est étalé sur une surface 32 fois plus grande. Il vaudrait mieux le dénommer'antidiffusion par l'espace".. L'effet est comparable à celui d'une grille antidiffusante à condition que le volume total irradiant soit relativement limité, donc associé à un faisceau très étroit. 67 Imagerie par les rayons X et radioprotection Par ailleurs la distance foyer-objet est relativement grande et l'agrandissement géometrique résultant est modéré. Comme la suppression de la grille antidiffusante permet de réduire dans un rapport 3 environ l'exposition sans que l'éloignement du récepteur exige une surexposition comparable, ce procédé permet de réduire l'exposition totale. A cela, on peut ajouter éventuellement les bénéfices de l'agrandissement géométrique avec un foyer fin. L'antidiffusion par l'air est utilisée dans divers cas précis : - Radio analytique de la tête, rochers, selle turcique. Vasculaire pour étudier les vaisseaux les plus fins (se méfier du flou cinetique). Mammographie (Ces trois cas sont associés à l'agrandissement). Radiologie pulmonaire : une distance foyer-film de 3 m et un espace de 40 cm entre le film sans grille et le plan d'appui du patient obtiennent des images à peine agrandies par rapport à la routine mais une exposition réduite de 2 et un contraste comparable. 3.3.7. Le rayonnement extrafocal Les RX naissent de la rencontre des électrons du faisceau issus du filament et focalisés par la pièce de concentration avec le foyer électronique. Il existe d'autres rayonnements. Rayonnement hors foyer du tube. Dans le tube radiogène, des électrons réémis par le plateau anodique chauffé se dispersent sur toute la surface de celui-ci et créent un rayonnement moins énergétique mais plus diffus à partir de tous ces points de rencontre. Ce rayonnement est partiellement éliminé par la filtration intrinsèque. Rayonnement diffusé du localisateur. Les limites du rayonnement direct sont définies par les volets du diaphragme ou les bords du localisateur. Ceux-ci arrêtent le rayonnement mais diffusent à leur tour (rayonnement secondaire de longueur d'onde voisine du rayonnement initial mais d'intensité moindre). Le rayonnement extrafocal est à l'origine des images de contours faiblement exposées visibles aux abords de l'image principale. Les localisateurs de qualité comprennent donc deux séries d'obstacles au rayonnement que l'on veut éliminer : - un premier diaphragme définit les limites du champ, le deuxième arrête les rayonnements secondaires aux limites du champ couvert, ainsi les cônes localisateurs alignent les bords des deux extrémités du tronc de cône sur le foyer radiogène. 3.3.8. Conclusion La lutte contre le rayonnement diffusé est avant tout : - la réduction du volume irradié (action sur le faisceau primaire) ; secondairement, le choix d'un procédé d'élimination du diffusé, grille ou espace ; accessoirement, le choix d'un kilovoltage. Ce n'est qu'ensuite que l'on cherchera à éliminer par grille antidiffusante ou autre moyen d'antidiffusion. 3.4. Exposeur automatique L'exposeur automatique règle le noircissement du film sans intervention immédiate de l'opérateur. Le travail est donc facilité. 68 Imagerie par les rayons X et radioprotection D'emblée, il apparaît nécessaire de souligner que : - d'abord, son emploi n'est pas adapté à tous les cas ; - ensuite, des réglages doivent être définis par l'utilisateur ; - enfin, la notion d'automatisme n'exclut pas des corrections en fonction de pro-blèmes particuliers. 3.4.1. exposition et noircissement du film 3.4.1.1. Les constantes d'exposition En l'absence d'exposeur et pour une installation donnée, elles sont définies par plusieurs paramètres : - la région (type de contraste attendu), l'épaisseur du patient, les KV (procurant un type de contraste), les mA (intensité), les sec (temps), les caractéristiques du récepteur, divers autres paramètres implicites tels que la distance, le filtrage ou la collimation. Il est possible de prédéfinir presque tous ces paramètres. Seule l'épaisseur réelle n'est pas prévisible (composante graisseuse ou aérique). L'erreur de noircissement est la plus fréquente. Une aide à la précision de ce noircissement serait donc bienvenue. 3.4.1.2. Le cliché satisfaisant : comment le définir ? Pour réaliser un cliché, les paramètres ont une importance variable : - les kV définissent le contraste et sont quasiment imposés par la catégorie de clichés, le noircissement dépend à la fois de l'épaisseur et du débit du tube (produit des mA par le temps = mAs). Il est difficile de juger dans l'absolu le niveau optimal de noircissement d'un film car celui-ci dépend à la fois des conditions de lecture (puissance du négatoscope), des habitudes du lecteur (certains préfèrent des images noires et d'autres des images claires), et aussi de l'organe étudié (les constantes sont différentes pour radiographier poumon, médiastin et rachis dorsal). Pourtant si l'on désigne la région d'intérêt maximal d'un film quelconque, le noircissement moyen du film ou plutôt sa densité (log du noircissement) peut être mesurée. En pratique cette valeur de densité variera de 0.7 à 1 ; une dose d'exposition de 1 milliRoentgen environ sur un couple film-écran ordinaire procure une densité équivalante de 0,7 à 1. En variant les kV ou l'épaisseur du fantôme cette valeur de 1 mR sera approximativement retrouvée au niveau du film. C'est effectivement l'énergie du rayonnement pré-film qui procure le noircissement. Connaissant la dose d'exposition du film, l'épaisseur et l'atténuation de l'objet on pourrait calculer la dose d'exposition du malade. C'est ce que réalise de manière empirique le tableau de constantes. 3.4.1.3. Contrôle de la dose d'exposition Il est apparu plus simple de contrôler la dose d'exposition juste au contact du film. C'est le principe de l'exposeur automatique qui interrompt l'émission de Rx dès que la dose voulue est atteinte. 3.4.2. Constitution et principe de fonctionnement 69 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.4.2.1. Éléments constitutifs 3.4.2.1.1. La chambre d'ionisation Elle est située entre le patient et le film, au contact de la cassette, au-delà de la grille. C'est l'élément détecteur de rayonnement pré-film. Deux principes. - Chambre d'ionisation (Philips, Siemens). Formée d'une cavité contenant de l'air. Le champ électrique est établi entre deux feuilles très fines d'aluminium. Cette simple cavité présente l'avantage de ne donner pratiquement pas d'image radiographique visible en basse tension. - Photodétecteurs (produit encore en usage sur matériel GE-CGR bien que plus commercialisé). La chambre de mesure est constituée d'un élément sensible luminescent de nature voisine d'un écran renforçateur. La lumière émise est envoyée par un guide vers un photomultiplicateur qui convertit les photons lumineux en courant électrique. Ce type de chambre risque d'être visible sur le film lors d'emploi de faibles tensions. 3.4.2.1.2. L'intégrateur Il mesure le courant électrique émis par la chambre d'ionisation et transmet à l'interrupteur du générateur le signal de fin de pose. 3.4.2.1.3. La minuterie Elle interrompt l'émission de Rx si la dose exposant le film n'est pas suffisante alors que la charge thermique du tube est atteinte. Figure 31 : principe du radioposemètre. Pour déterminer correctement l'exposition d'un film radiographique, les radioposemètres devront assurer un certain nombre de fonctions qui suivent un enchaînement logique pour arriver en fin de compte à interrompre l'alimentation du tube : cette séquence d'opérations est résumée sur la figure ci-dessus. 3.4.2.2. Les dysfonctionnements - - Le temps nécessaire à une exposition correcte peut être supérieur à celui qui avait été prévu, KV, mA ou temps ont été mal évalués. Une programmation manuelle n'aurait pas mieux évaluée les paramètres. Le principe n'est pas en échec. La position du point d'intérêt du cliché et de l'exposeur ne peut pas toujours coïncider. En UIV par exemple, une cellule d'exposeur centrale donnerait de belles images de rachis mais non des reins situés latéralement. La dominante est trompée, soit par la présence d'une zone très peu épaisse (air) sur ses bords ou d'une zone très épaisse (baryte, prothèse), modifiant la quantité moyenne de rayonnement qui l'atteint. 70 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.4.3. Les dominantes d'exposeur 3.4.3.1. La région intéressante C'est la région anatomique d'intérêt qui est considérée comme région dominante du cliché sous laquelle est positionnée la cellule. Si l'on considère un cliché de crâne, seule la région centrale du film est lisible, il serait donc inutile d'intégrer la surface totale du film. Un détecteur de 100 cm2 est un bon compromis. Il intègre des éléments suffisants pour que l'un d'entre eux ne joue pas un rôle excessif (plusieurs corps vertébraux et des parties molles voisines ou une part de crâne complétée par de la face etc). L'étude d'enfants montre l'intérêt de cellules sensibles de taille réduite en radiopédiatrie. Un champ trop large risquerait d'inclure des zones trop variées et particulièrement des zones peu épaisses à côté d'une zone d'intérêt épaisse. 3.4.3.2. Excentration de la région dominante La région dominante peut être excentrée sur le film. Pour le rein en urographie ou le champ pulmonaire sur le téléthorax, une dominante latérale donne un résultat approprié. Les projections anatomiques de ces régions latérales sont le plus souvent décalées vers le haut, les appareils construits tiennent compte de cette particularité. 24 cm 2 4 c m 2 3 1 2 3 1 3 2 3 1 2 Figure 32 : diverses dominantes. La forme et la disposition sont différentes ; le numérotage n'est pas identique ; deux cellules sont associées en permanence ou à la demande. En pédiatrie, la surface couverte est inférieure. 3.4.4. Le matériel 3.4.4.1. Le matériel standard On trouve trois cellules de type détecteurs à photoluminescence ou de type détecteurs à chambre d'ionisation. Elles sont de forme ronde ou quadrangulaire de 100 cm2 environ, l'une centrale, les deux autres latérales légèrement décalées (5 à 10 cm) vers le haut. L'élément collecteur du courant produit est connecté soit : - avec une seule cellule à la fois (médiane ou latérale), et ceci au maximum pour certaines marques ; - au choix avec une, deux ou trois cellules, ce qui donne la possibilité de pondérer les résultats des diverses zones. 71 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le même appareil doit répondre aux besoins des examens standards et de contraste avec soit : - une dominante centrale : radio de membres, de rachis, de médiastin, d'estomac baryté... une dominante latérale : radio pulmonaire, bassin de face, UIV... une association latérale et centrale : abdomen, lavement baryté... 3.4.4.2. Le matériel pédiatrique S'il doit répondre aux mêmes existences pour ce qui concerne les examens, la taille des cellules en revanche doit être réduite pour être adaptée à la taille des nourrissons. Elles sont alors inadaptées aux cellules. 3.4.4.3. Le matériel en mammographie La cellule est disposée en arrière du film ou de la cassette spéciale. Une cellule peu opaque serait tout de même visible sous le potentiel utilisé en mammographie. Un dispositif semblable a été essayé en radio générale, mais avec peu de succès, son intérêt était moins évident. 3.4.4.4. Le matériel en radio-cinéma Les principes sont très variés. Les appareils les plus performants règlent l'exposition pour chaque image. 3.4.4.5. Le matériel en tomographie Le temps de pose est imposé par l'angle de balayage. Les KV sont imposés par les critères de contraste. L'exposeur module donc l'intensité autour d'une valeur moyenne. 3.4.4.6. Le matériel en ampliphoto L'exposeur fonctionne comme sur les cassettes, le problème du temps de pose court s'aggravant du fait de la plus grande sensibilité du système. 3.4.5. Éléments de correction des exposeurs 3.4.5.1. Sensibilité variable des écrans renforçateurs Les écrans renforçateurs n'ont pas la même sensibilité et le même coefficient renforçateur pour toutes les valeurs de kV. Ce point est expliqué dans le chapitre ÉCRANS RENFORÇATEURS. Les exposeurs disposent donc de corrections différentielles (incluses dans l'appareil, ne demandant aucune intervention du manipulateur) selon le Kilovoltage affiché. Un changement de type d'écran peut exiger une modification de ces réglages, particulièrement avec des écrans "terre rare". Le même facteur peut expliquer une satisfaction variable selon les types d'examen, ainsi les résultats peuvent être corrects pour une UIV et incorrects sur un lavement baryté ou un poumon si le réglage d'appareil est défaillant pour certaines plages de kV. 3.4.5.2. Rayonnement diffusé L'exposeur automatique reçoit le rayonnement direct mais également le diffusé et il peut être plus sensible au diffusé (chambre d'ionisation) que le couple écran-film. 72 Imagerie par les rayons X et radioprotection Cette erreur peut être compensée par une touche de correction (patient épais, moyen, mince). 3.4.5.3. Différents couples écran-film Certains appareils permettent l'usage de deux ou trois types de couple écran-film de sensibilité différente, chacun dispose alors des ses réglages. 3.4.5.4. Modification du noircissement Un correcteur permettant de modifier le noircissement par pas de 25% en plus ou en moins sur 4 à 5 pas assure toute la souplesse de réglage si le premier cliché réalisé ne paraît pas satisfaisant ou lorsqu'un effet spécial est souhaité. Rappelons qu'un exposeur automatique donne le même résultat en noircissement lorsque l'on varie les kV seulement. Un cliché trop blanc restera trop blanc si l'on ajoute quelques kV sans corriger l'exposeur, l'ionisation de la cellule n'étant pas modifiée. Cette erreur de pratique est hélas trop courante et explique des déceptions sur le fonctionnement des exposeurs. C'est le correcteur de noircissement qui doit alors être exploité. 3.4.6. Intégration de l'exposeur dans le généra-teur L'exposeur est intriqué dans le fonctionnement du générateur. 3.4.6.1. Réglages 3, 2 ou 1 points Cette expression recouvre des types de fonctionnement différents : - Le réglage 3 points est la détermination manuelle, non automatique des 3 paramètres kV, mA, sec. - 2 points correspondent à kV et mA : l'exposeur se charge du temps de pose. - 1 point est un réglage limité aux seuls KV, la charge décroisssante et l'exposeur règlent les mAs. 3.4.6.2. Difficulté du choix de l'intensité Un cliché réalisé avec un potentiel défini est associé à une intensité élevée si l'objet radiographié est mince (mAs peu élevés). Lorsque l'épaisseur augmente le tube n'autorise qu'une intensité plus limitée pour arriver au même nombre de mAs. Ainsi le manipulateur travaillant en technique 2 points doit au préalable maîtriser parfaitement les constantes pour utiliser l'exposeur. On peut s'interroger sur la nécessité de confier à une machine ce que l'on fait déjà très bien. 3.4.7. Charge décroissante 3.4.7.1. Limites des générateurs traditionnels Un générateur traditionnel oblige à régler préalablement KV et mA. D'une part, le réglage des KV détermine la qualité du contraste de l'image et on ne peut laisser la machine l'imposer sans discrimination. D'autre part, on ne peut utiliser le même réglage de mA pour tous les clichés. - Soit l'on choisit un mA élevé, et le générateur coupe l'émission des RX au moment défini par l'abaque de charge. On obtient de ce fait des clichés trop blancs lors d'explorations de régions épaisses. Soit l'intensité est bloquée sur le courant minimal (200 ou 300 mA), ce qui implique des temps longs et un flou de bougé sur certains clichés. 73 Imagerie par les rayons X et radioprotection 3.4.7.2. Principe de la charge décroissante Il découle de la forme de la charge du tube qui admet pour un kilovoltage donné, un temps et une charge maximale dépendant de l'intensité. Exemple pour 80 KV. pendant 0,05 s 0,3 s 1s 2s 600 mA 500 mA 400 mA 300 mA soit 30 mAs 150 mAs 400 mAs 600 mAs Tableau 15 Selon que l'on désire radiographier un larynx (20 mAs), un abdomen de personne mince (120 mAs) ou une colonne lombaire de profil (300 mAs) on devrait choisir à l'avance 600, 500 ou 400 mA. Il est possible de réduire pendant le cours du cliché l'intensité à mesure que le temps passe. Le phénomène est mieux perçu si l'on admet que la décroissance se fait par paliers, le tube travaille un temps limité pour chaque intensité. mA 600 500 400 300 0,01 ------------ 0,05 0,1 0,5 0,3 0,2 1 2 3 4 5 secondes Figure 3 3: charge maximale et charge décroissante. charges à intensité constante et temps maximum our 600, 500, 400 et 300 mA. charge décroissante. 500 mA 400 mA 300 mA pendant 0,2 s 0,5 s 1,2 s soit 100 mAs 200 mAs en plus 360 mAs - - - - total cumulé 300 mAs 660 mAs Tableau 16 Ainsi pour 20 mAs, l'exposeur coupe à 0,04 s, ayant travaillé à 500 mA seulement. Pour : 180 mAs 450 mAs 0,2 (à 500 mA) + 0, 2 s (à 400 mA) 0,2 (500mA) + 0,5 (400 mA)+ 0,5 s(300 mA) 74 0,4 s 1,2 s Imagerie par les rayons X et radioprotection Tableau 17 Ceci permet de disposer d'un temps relativement court à intensité élevée si nécessaire et d'autoriser une charge élevée à intensité adaptée et temps long si nécessaire. Le plus souvent la courbe de décroissance est continue, d'une intensité maximale légèrement inférieure à celle que l'on obtiendrait par une charge constante maîtrisée jusqu'à la charge permettant jusqu'à 6 secondes environ d'exposition. Par rapport à un réglage de tous les paramètres le temps de pose est discrètement allongé, mais le manipulateur ne doit plus se préoccuper du réglage de mA sauf dans le choix de foyer. La minuterie coupe l'exposition si l'on a choisi un kV trop faible ou un foyer trop petit. 3.4.7.3. Programmateur anatomique L'utilisation d'un programmateur anatomique dispense l'utilisateur d'autres choix préa-lables de constantes. Une période de réduction d'un cahier de constantes est toutefois nécessaire. Dans la pratique, un clavier de 20 à 30 touches repère autant de types de clichés. Chacun définit par : - région kV foyer gros ou petit (donc le type d'intensité decroissante optimale correction de noircissement éventuellement tout choix de paramètre lié au générateur, à la table, au choix de récepteur etc. 3.4.7.4. Détermination préalable de l'exposition Certaines installations de radiologie numérique où la scopie est utilisée préalablement tiennent compte de l'atténuation mesurée en scopie pour définir la dose utile pour les radiographies ou le radiocinéma qui suit ; éventuellement cette scopie permet de choisir le kV qui donnera le contrastele plus adapté (réglage 0 point, voir 6.1) 3.4.8. Limites d'emploi L'exposeur automatique à points forts et limites. 3.4.8.1. Les bonnes indications - Poumons : l'EA (Exposeur Automatique) tient compte des variations d'épaisseur des tissus mous, des opacités parenchymateuses. Les reprises de pose sont excep-tionnelles. - Abdomen, Digestif Baryté présentent de grandes variations d'épaisseur de la région (que l'on mesurait au compas d'épaisseur) mais aussi dans l'importance imprévisible des gaz ou de la graisse ou de la baryte. - Colonne de profil, hanche, etc. L'EA est aujourd'hui presqu'indispensable pour ceux qui en disposent. 3.4.8.2. Examens qui peuvent s'en dispenser Les clichés répétitifs ou comprenant des clichés de référence tels que UIV, Tomographie sont souvent réalisés en constantes manuelles. On y gagne même puisque le noircissement est insensible aux déplacements soit du malade, soit de ses viscères. L'attitude doit être cependant souple. Ainsi la mise d'une compression sur une UIV modifie l'épaisseur de l'épigastre et pour éviter une erreur de correction des constantes l'EA est alors utile. 75 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les régions d'épaisseur fixe telles que la tête ou les membres ne gagnent pas beaucoup à l'usage de l' EA sauf cas particuliers. 3.4.8.3. Les cas difficiles Le positionnement de la dominante est difficile sur une épaule, un rachis cervical de profil, une colonne dorsale de profil ; les importantes variations d'épaisseur des tissus mous peuvent conduire à placer la cellule derrière une zone peu épaisse au lieu de la zone d'intérêt. L'EA coupe l'exposition trop tôt et le cliché est blanc. Le point de centrage doit souvent être différent du point classique. A l'opposé une dominante cachée derrière une large plage de baryte d'un estomac ou d'un côlon ne reçoit qu'une faible partie du rayonnement qui aurait dû lui revenir, tarde à couper les RX et le cliché quoique présentant un noircissement moyen "correct" est trop noir. L'utilisation de 2 ou 3 dominantes, un placement judicieux de la cellule évitent ces échecs. A B Figure 34 : radiographie digestive. La zone correspondant à la dominante présente le même noircissement : la baryte. Le cliché A est aussi grisé que les tissus mous du cliché B. A B Figure 35 : radiographie du crâne. Le cliché B doit procurer une exposition correcte. Le cliché A est beaucoup trop blanc car le rayonnement direct touchant la dominante est très intense et coupe l'exposeur très tôt. 1 2 76 Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 36 : radiographie thoracique. La dominante 1 définit le noircissement d'étude du poumon.La dominante 2 correspond à l'étude du rachis dorsal (le KV est différent mais cela ne suffit pas). 3.4.8.4. Les examens exclus Toute zone trop petite pour couvrir la totalité de la cellule de l'exposeur est exclue de la technique : main, poignet, cheville mais aussi cliché analytique de la tête tel que rocher ou cliché tangentiel. La radiopédiatrie présente le même inconvénient à moins de disposer d'une installation spécialisée. 3.4.8.5. Usages particuliers La majorité des appareils indique le temps de passage des RX. - Les clichés pulmonaires en Inspiration-Expiration doivent être réalisés avec la même exposition : il suffit de faire avec EA le cliché en inspiration puis de reporter le temps enregistré sur le cliché expiratoire. Les constantes de tomo dérivent par une formule assez simple du temps du cliché standard que l'on définit par une exposition de mesure sans même utiliser de film. 3.4.9. Conclusion L'exposeur automatique est presqu'obligatoire pour des usages précis (poumon), il est un confort le plus souvent, mais un confort et qui ne dispense pas de savoir choisir des constantes . 3.5. Le problème des temps de pose très court Les temps de pose brefs sont à l'origine de problèmes particuliers qui tiennent à des facteurs très différents : - certains générateurs ne fournissent généralement que des temps de pose multiples de 1/100 s, les grilles ont un déplacement à vitesse variable pendant la pose, les exposeurs automatiques ont souvent un temps de réponse propre important > = 2 cs. On voit donc que les problèmes ne sont pas constants avec tous les appareillages ; les appareillages les plus puissants et les plus modernes ne les font pas tous apparaître. 3.5.1. Clichés à charge faible Un cliché pulmonaire de face à haute tension, 120 à 140 kV mono ou triphasé, à 1,6 à 2 mètres demande pour un sujet moyen adulte 3 à 12 mAs ; ceux-ci sont obtenus avec des couples intensité / temps différents. Intensité (mA) 500 300 160 mAs 3 5 10 3 5 10 3 5 10 Tableau 18 77 temps (cs) 0,6 1 2 1 1,7 3 1,8 3 6,25 Imagerie par les rayons X et radioprotection On admet une tolérance de 25% d'exposition pour qu'un cliché reste acceptable. Si l'exposeur ou le générateur a un temps de pose minimal de 2 cs, toute exposition qui n'aurait demandé qu'un temps inférieur fournira un cliché trop noir, il est évident qu'une intensité de 500 mA donnera des clichés surexposés pour les sujets les plus minces, puisque tout cliché aura reçu 10 mAs, alors que 3 ou 5 mAs auraient suffi. Seule une intensité de 160 mA assure que les sujets très minces seront correctement exposés.Les sujets épais demanderont un temps de pose élevé et donneront un flou cinétique ; un sujet obèse peut nécessiter 16 mAs donc 1/10 s, si l'on travaille à 160 mA.. On peut proposer, après essais, sur une installation définie, d'utiliser : - 160 mA pour les clichés de face de sujets minces, - 500 mA pour des sujets très épais et systématiquement pour tous les profils. Ce problème se pose particulièrement sur des domaines particuliers : - - poumon HT sur les sujets minces et les enfants, pédiatrie sauf si l'on dispose de générateurs de très haut de gamme, ampliphotographie, où la charge par cliché est nettement inférieure à celle utilisée sur cassette. Dans les clichés en série on peut remarquer un mélange de clichés normalement exposés lorsque la région traversée est épaisse et surexposés sur des zones minces ou très pneumatisées (tous les systèmes d'ampliphoto sont équipés d'affichage du temps de pose, qui doit être vérifié). usage d'écrans rapides : les écrans terre rare actuels peuvent conduire à des choix différents entre os et poumon. 3.5.2. Effet stroboscopique L'émission RX d'un générateur monophasé est discontinue. Si une seule alternance est utilisée (temps de pose = 1 cs), le déplacement de la grille étant relativement lent, l'image des lames est visible sur les zones les moins exposées du cliché, même si l'on s'attendait à ce qu'elle soit effacée. Pour deux ou trois alternances, il peut arriver que le déplacement de la grille soit le même que la distance entre deux lames. Un effet stroboscopique se produit et renforce cette image de grille. Pour des expositions plus importantes, la grille s'efface car sa vitesse de déplacement est de type sinusoïdal. 3.5.3. Effet grille Une grille mobile se déplace de part et d'autre de la ligne médiane de 10 à 15 mm ; un décentrage du rayon par rapport au milieu de la grille entraîne une asymétrie de noircissement du film (effet grille). Si le temps de pose est bref le mouvement de la grille ne lui permet pas d'occuper en fin de course une position symétrique de la position de départ ; l'exposition se fait donc sur une grille dans une position asymétrique et un effet grille se produit. 3.5.4. Conclusion Toute surexposition incompréhensible ou toute asymétrie de noircissement d'un cliché dans les domaines indiqués doit faire penser à un temps de pose réel trop bref par rapport aux possibilités de la machine. De même, un effet grille sur un cliché pulmonaire doit faire envisager un temps de pose trop bref. 3.6. Filtres en radiodiagnostic 3.6.1. Définition Filtrer consiste à modifier les caractéristiques d’un objet par le passage à travers un système de filtre : exemple filtrer la farine, l’eau. Ce terme est également utilisé pour la modification d'un rayonnement traversant un lame partiellement transparente. 78 Imagerie par les rayons X et radioprotection Plusieurs filtrages sont utilisés en radiologie. La filtration d'un faisceau de rayonnement X, complexe par nature modifie les caractéristiques de ce faisceau, le filtrage d’une image modifie les caractéristiques de cette image. 3.6.2. Phénomènes physiques de la filtration Les deux éléments, faisceau et caractéristiques (nature et forme) du filtre interviennent. 3.6.2.1. Le spectre énergétique du faisceau Le faisceau de rayonnement X est fait d'un continuum d'énergie avec deux composantes. - - Le spectre de freinage, spectre continu, dont le maximum est déterminé par la différence de potentiel d'accélération des électrons dans le tube radiogène ; cette différence de potentiel est selon le type de générateur, soit constante, soit fluctuante (100% avec un courant monophasé, soit inférieure à 20% environ pour tous les autres types de générateurs). L'énergie minimale n'est pas limitée en théorie. Le maximum d'énergie se rencontre pour une différence de potentiel voisine des 2/3 de l'énergie maximale (selon le type de générateur). Le spectre caractéristique lié à l'interaction des électrons incidents avec les électrons des couches orbitales de l'atome. Le rayonnement dépend de l'énergie de liaison de ces couches orbitales. Celles-ci dans le tungstène, matière habituelle des cibles d'anodes tournantes, ont pour valeur 70 keV (couche K) et 18 keV (couche L). En pratique seule, l'interaction avec la couche K nous préoccupe, au-delà de 70 kV de potentiel affiché au pupitre, et encore elle intervient peu quantitativement (25% du total vers 120 kV) ; nous la négligerons car elle n'intervient donc pas dans l'usage des filtres les plus courants. En mammographie où l'on recherche une énergie faible de rayonnement mais aussi pure que possible, au contraire on utilise une filtration qui élimine les rayonnements en dehors d'un pic (cible en Molybdène filtré par Molybdène). 3.6.2.2. Atténuation différentielle L'atténuation du rayonnement est due pricipalement à l'effet photoélectrique; elle dépend donc fortement de la longuer d'onde (ou de l'énergie) du photon selon la formule : C Z3 3 Ainsi, les photons dont l'énergie est la plus faible sont le plus fortement atténués. La composition du faisceau est modifiée par réduction sélective des photons les moins énergétiques. Tension kVc 50 70 100 125 150 CDA Plomb 0,05 mm 0,15 0,24 0,27 0,29 Al 1 mm 2,2 mm 7 mm 10 mm Tableau 19 3.6.2.3. Filtres sélectifs La discontinuité d'atténuation par effet PE du Molybdène est située à 20 keV ; l'atténuation passe donc par un minimum pour une valeur juste inférieure à 20 keV. 79 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le rayonnement X consécutif à une différence de potentiel de 25 kV ou plus sur une anode en molybdène comprend d'une part du rayonnement de freinage et d'autre part du rayonnement caractéristique lié à la couche K sous forme de deux raies situées à 18 et 19 keV. La filtration par du molybdène du rayonnement émis par une cible en molybdène aboutit à privilégier les raies 18 et 19 keV pour atténuer le rayonnement caractéristique au-dessus de 20 keV et le rayonnement le plus faible. On a également préconisé d'utiliser des filtres constitués d'un élément précis pour filtrer le rayonnement du tungstène émis sous une différence de potentiel précis (mammographes à anode de tungstène filtré par Molybdène ou filtres en Erbium pour la radiographie pulmonaire, Niobium, Samarium, etc.). Numéro atomique et énergie de liaison de la couche K Élément Hydrogène Carbone Aluminium Calcium Cuivre Molybdène Etain Iode Lanthane Tungstène Plomb Symbole H C Al Ca Cu Mo Sn I La Wo Pb Z 1 6 13 20 29 42 50 53 57 74 82 keV 0,013 0,28 1,6 4 9 20 29,1 33 39 69,5 88 Tableau 20 3.6.3. Filtration "durcissant le faisceau" 3.6.3.1. Modifications du faisceau traversant les tissus Supposons qu'un objet anthropomorphe soit soumis au rayonnement non filtré d'un faisceau émis à 100 kV. Après une épaisseur de quelques centimètres, le rayonnement appartenant à la partie droite du spectre, correspondant aux plus hautes énergies n'est que faiblement atténué, le rayonnement à gauche du spectre, (faibles énergie en keV) est nettement atténué ; ainsi, le rayonnement qui atteint la couche suivante est modifié, perdant les plus faibles énergies, et ainsi de suite jusqu'à la sortie de l'objet. Le rayonnement appartenant à la partie droite du spectre est seul à contribuer à l'image. Le rayonnement de plus faible énergie ne contribue en rien à l'image, mais a irradié les couches supperficielles. Le rayonnement X émis par la cible subit une série de modifications. - Filtrations interne par la cible elle-même : ceci apparaît déjà dans la composition du faisceau émis par une cible qui a une épaisseur. Filtration par la paroi du tube, des fractions de mm d'épaisseur du verre sont parfois remplacées par une fenêtre en Beryllium (Z = 4) qui atténue peu, ce choix devient impératif pour les rayonnements de faible énergie utilisés en mammographie. Filtration réglementaire : pour supprimer le rayonnemnt le moins énergique donc absorbé par les premiers centimètres de tissus. 3.6.3.2. Filtre de N° atomique faible ou moyen 80 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les filtres les plus habituels sont faits d'aluminium (Z = 13), l'atténuation est donc globalement modérée, mais l'atténuation différentielle qui élimine les photons de plus faible énergie est nette. L'énergie globale du faisceau est sensible à l'épaisseur puisque 1 CDA à 60 kV mesure moins de 1 mm et à 100 kV 7 mm. Les matières de N° atomique plus élevé, Cuivre, Fer sont préférées pour obtenir une filtration équivalente, aux énergies courantes du radiodiagnostic, à l'Aluminium mais avec une épaisseur moindre, 0,1 mm à 0,2 mm contre 3 mm d'Al. 3.6.4. Filtration compensatrice d'épaisseur 3.6.4.1. Filtres en coin pour membres inférieurs L'épaisseur du filtre est importante au niveau des pieds, faible sur les cuisses, nulle sur le bassin; on peut disposer de plusieurs filtres d'angulation différente selon l'obésité du patient ou d'un seul filtre en corrigeant les kV. 3.6.4.2. Filtres de forme spécifique Des filtres compensent des différences excessives d'épaisseur liées à l'anatomie. 3.6.4.2.1. Filtres pour l'épaule La partie thoracique est épaisse, la région deltoïdienne, où l'on recherche des calcifications minimes est généralement surexposée et donc trop noire pour y reconnaître ces calcifications. Le filtre est donc épais en périphérie, absent au centre et échancré sur un quart de circonférence pour correspondre au thorax. 3.6.4.2.2. Filtres pour le crâne Épais en périphérie et mince vers le centre, le profil sphérique est préférable à un profil en pente linéaire. On doit éviter de faire jouer à l'extrême ce filtre avec une périphérie du crâne qui devient blanche et le centre du crâne trop noir en travaillant à kV trop bas (choisir 70 kV sur profil ou face). 3.6.4.2.3. Filtres complémentaires pour membres inférieurs en angiographie Ce sont des filtres longitudinaux, le long des membres - Filtre en coin, épais sur les chevilles et mince ou inexistant sur le bassin ; Filtre médian à placer entre les cuisses et jambes et filtres en coins latéraux sur la face externe des cuisses. 3.6.4.2.4. Corrections de constantes avec filtres spécifiques L’effet optimal d’un filtre compensateur est obtenu avec un kV précis pour un organe précis. 1er exemple : la radiographie du crâne de profil avec filtre (on pourrrait choisir la radio d’épaule de face en changeant les kV). - Sur un cliché à 60 kV sans filtre, l’image est correcte au centre et trop noire en périphérie car l’épaisseur de tissus est plus faible. Si l’on positionne un filtre pour crâne, en aluminium épais en périphérie et troué au milieu, le centre de l’image est correct (sans changement face au trou) et trop blanche en périphérie car l’aluminium a absorbé trop de rayonnement. 81 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Un cliché à 70 kV, en diminuant les mAs de moitié, donnera une image correcte en périphérie et au centre, un cliché à 80 kv sera intermédiaire entre le bon cliché avec filtre et le cliché sans filtre avec une périphérie trop noire. 2ème exemple : radiographie panoramique des membres inférieurs. - Le filtre est très mince face au bassin (idéalement il ne faut pas filtrer) et épais face aux chevilles beaucoup plus minces. On doit réfléchir : si le cliché est trop noir sur les chevilles et trop blanc sur le bassin, donc trop contrasté, comment corriger les kV ? Il faut baisser les kV pour que le filtre absorbe davantage le rayonnement atteignant les chevilles et augmenter considérablement les mAs pour exposer davantage le bassin, situation inverse de celle qu’un raisonnement trop rapide conseillerait. 3.6.4.3. Filtres de nature biologique On utilise aussi des composants proches des tissus mous, eau ou farine : ce dernier artifice est le plus commode, les composants de la farine sont proches de la composition de l'eau : - 1 CDA à 60 kV vaut environ 3 cm et la finesse de la farine ne crée pas d'artefacts sur l'image, comme pourrait le faire le riz ; les sacs de farine (ou de purée de pomme de terre en flocons) conservent leur forme à la différence de l'eau ou de liquides dans des sacs déformables, aussi visqueux soient-ils. De toutes manières, cette farine compensera exactement les manques d'épaisseur, les "trous" anatomiques comme le creux cervical de face ou de profil entre tronc et tête. L'idéal est de transformer la région étudiée en une sorte de parallèlépipède rectangle, supprimant tous les creux et réduisant les images trop abruptes. 3.6.5. Filtration correctrice de spectre d'énergie Ces filtres en réduisant préférentiellement les rayonnements de plus faible énergie procurent un rayonnement d'énergie moyenne supérieure, comme si l'on avait utilisé un rayonnement à plus fort kV. Toute installation de radiodiagnostic doit comprendre obligatoirement (sauf mammo-graphie) un filtre réglementaire équivalent à 2 mm d’aluminium qui supprime les rayonnements de plus faible énergie qui, de toute manière, seraient absorbés presqu’intégralement par les premiers centimètres de peau et de tissus mous sans participer à la formation de l’image. En toute rigueur, on devrait (et certaines installations le permettent) augmenter cette filtration par aluminium puis Al + Cu à mesure que l’on augmente les kV. On constate alors que la mise en place d’un “bon filtre” modifie peu les constantes d’exposition (kV et mAs) pour une image identique, tout en réduisant l'irradiation du malade. 3.7. Localisateurs / collimateurs Le faisceau de rayonnement X est délimité à la sortie du tube RX. 3.7.1. Rôle de la collimation Double rôle, réduire le rayonnement diffusé et protéger le patient contre une irradiation excessive. 3.7.1.1. Le rayonnement diffusé Il dépend du volume irradié., c'est à dire del'épaisseur traversée et du champ couvert. Pour une même dose d'exposition (en Roentgen), une épaisseur donnée et un Kilovoltage précis, le rayonnement diffusé créé par unité de surface d'entrée est identique et multiplié par la surface. La quantité totale de rayonnement secondaire croît avec la surface du champ. 82 Imagerie par les rayons X et radioprotection Plus l'épaisseur croît, plus la dose d'exposition du patient croît. Le rapport Rayonnement diffusé / rayonnement transmis qui forme l'image croît avec le champ couvert ; or le rayonnement diffusé détériore l'image. Lorsque le voltage croît, le rapport diffusé / transmis croît. Le film placé au contact de l'objet reçoit le rayonnement diffusé par le volume irradié dans son ensemble. Si ce film est éloigné (antidiffusion par la distance) une partie de ce rayonnement diffusé se répartira hors du film et le rapport rayonnement diffusé / direct diminue. Il est possible de supprimer les moyens d'antidiffusion (grille) si le champ d'irradiation est réduit ; on peut admettre qu'un champ inférieur ou égal à 7 cm de diamètre dispense de localisateur. En tous cas, même avec une grille antidiffusante, la qualité d'image sera d'autant meilleure que le champ est plus réduit ; ceci prenant encore plus de valeur en tomographie où l'irradiation diffusée est plus importante. 3.7.1.2. L'irradiation Pour une même exposition de la zone d'entrée, les effets biologiques de l'irradiation des tissus sont proportionnels au champ exposé ; la limitation du champ exposé est donc une obligation morale à l'égard du malade. Il est particulièrement important de limiter cette irradiation par une collimation soigneuse au voisinage des organes sensibles tels que les gonades . Chez l'enfant, cette collimation peut être difficile à réaliser car la dimension de la région radiographiée peut être petite par rapport au format de film. Il ne faut donc pas se contenter des collimations automatiques fournies par certains appareils. Fréquemment, la zone d'intérêt peut être couverte par un champ circulaire ; sur un film rectangulaire, un champ circulaire appuyé sur les bords du rectangle réduit de moitié environ l'irradiation : - sur un film 24 x 30, un champ de 24 cm de diamètre mesure 452 cm2 (sur 720 cm2 de film). 3.7.2. Réalisation 3.7.2.1. Les cônes localisateurs Ils représentent la meilleure solution. Le faisceau est limité en deux zones successives : - près de la source, collimation initiale ; à distance, éliminant le rayonnement diffusé à partir de la première collimation de sorte que les deux trous limitant le rayonnement sont alignés sur un cône dont le sommet est le foyer ; un cône localisateur est adapté à un type de tube, mais ne peut modifier sa forme. Il est donc nécessaire de disposer d'un nombre élevé de "cônes" de formes variées, pyramidale ou conique selon le champ couvert ou le type de matériel. 3.7.2.2. Les diaphragmes localisateurs Ils sont formés de volets réglables délimitant un champ ; adaptables, réglables et télécommandés, ils représentent une bonne solution à condition d'être formés d'un double système ; une deuxième couche de diaphragme éliminant le rayonnement secondaire du premier. 3.7.3. Conclusion 83 Imagerie par les rayons X et radioprotection Filtres et localisateurs sont essentiels à des images de qualité et à une limitation de l'irradiation ; leur rôle se développe indiscutablement. 4. L'IMAGE RADIOLOGIQUE 4.1. Psychophysiologie de la vision La vision est l'instrument essentiel du radiologue. Cet instrument s'éduque, se fatigue, a des défaillances. Il est nécessaire d'en connaître performances et limites pour l'exploiter au mieux. Certaines caractéristiques sont d'ordre purement physiologique (acuité, fatigue), d'autres relèvent aussi de la psychologie (extraction de structures, illusions visuelles). 4.1.1. Anatomie Les éléments essentiels de l’œil sont la rétine, organe sensible, le cristallin (accommodation en distance), l'iris (adaptation à l’éclairement) et muscles oculomoteurs. Tous ces éléments sont sous la dépendance de structures du tronc cérébral et du cortex occipital. Figure 37 : anatomie de la rétine et des cellules sensibles. 4.1.1.1. La voie visuelle Elle comprend une voie directe : - cellules photosensibles (cônes et bâtonnets), cellules bipolaires ou deutoneurone, cellule ganglionnaire, ces trois premières siègent dans la rétine, cellule corticale occipitale. Deux catégories de cellules latérales qui assurent des relations horizontales entre cellules photosensibles et bipolaires (cellules horizontales) et entre cellules bipolaires et ganglionnaires (cellules amacrines), toutes situées dans la rétine. En simplifiant, une voie directe d'un cône ne comprend qu'un seul cône par voie directe. À une cellule bipolaire et une cellule ganglionnaire, arrivent les signaux d'une grappe de bâtonnets. Le signal détecté par un cône donnera une indication topographique précise, alors que l'excitation d'un bâtonnet donne un signal plus diffus. 84 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.1.1.2. Les cellules associatives rétiniennes Le rôle des cellules latérales rétiniennes associatives est d'établir des liaisons transversales antagonistes, l'apparition d'un signal sur un point entraîne une inhibition des cellules avoisinantes. La physiologie a montré aussi que les cellules sensibles se groupent pour former des champs visuels réduits qui se renforcent au centre pour s'inhiber en périphérie. Certains de ces champs détectent des orientations fixes, d'autres le mouvement dans un sens donné. Ces processus de renforcement - inhibition ont pour but d'amplifier les contrastes. L'effet Mach en est la conséquence. hémirétine gauche f ovea hémirétine droite Figure 38 : réponse en fonction de la position du stimulus rétinien. Vingt mots de quelques lettres sont présentés sur un écran à des sujets normaux et droitiers. Le temps de présentation de chaque mot est très court (de l'ordre de 10 ms). Lorsqu'un mot est présenté dans la partie centrale du champ visuel (qui correspond à la fovea), son identification est parfaite. Par contre, si le mot est présenté légèrement en dehors de la fovea, l'identification est moins bonne. Elle devient impossible dès que l'excentricité du mot stimulus dépasse 2 ou 3°. Cette courbe est à comparer avec celle de la densité des cônes de la fovea. A noter la relative supériorité de l'hémirétine gauche, dans cette tâche d'identification. Elle peut s'expliquer par le fait que les fibres issues de l'hémirétine gauche de l'œil gauche se projettent au niveau du cortex visuel gauche ; on sait par ailleurs que c'est dans l'hémisphère cérébral gauche que siègent les centres responsables du langage (chez les droitiers). On peut donc concevoir qu'une tâche "verbale" soit mieux exécutée par l'hémisphère gauche que par l'hémisphère droit. (Expérience réalisée par W. Overton et M. Wiener, en 1966.) 4.1.1.3. Le cortex cérébral Le cortex cérébral occipital reçoit les signaux de la rétine sur des couches neuronales diversifiées où l'on a pu reconnaître des formes préétablies (lignes, angles droits, etc.). Les informations occipitales sont alors distribuées selon leurs caractéristiques, forme, mouvement, couleur vers diverses autres localisations corticales. Elles aboutissent à la constitution d'une image mentale de l'objet vu, base de toutes réflexion ultérieure et qui est généralement verbalisée, transformée en mots. Une fois l'objet vu et particulièrement s'il a été vu incomplètement, le raisonnement ne retourne pas spontanément à l'analyse visuelle de cet objet. 4.1.1.4. La rétine Il est évident que la résolution maximale de l'œil est liée à la taille des cellules photosensibles de la rétine et à la distance focale du cristallin (25 mm). 85 Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 39 : répartition des cellules sensibles de la rétine. La rétine a deux parties, la fovéa centrale, zone de résolution spatiale maximale et la zone périphérique d’alerte. Les cellules sensibles sont les cônes et les bâtonnets. La fovéa a un diamètre de 3 mm, ce qui correspond à un cercle de 30 mm à 40 cm à distance de lecture ; elle est composée uniquement de cônes ; son diamètre est fait de 200 à 300 cônes, la résolution calculée est donc : (30 mm / 300 cônes) x 2 soit environ 0,2 mm La zone périphérique comprend essentiellement des bâtonnets. Le fonctionnement de la rétine est lié à son anatomie : structure différente entre la fovéa, zone d'acuité visuelle maximale et la périphérie de résolution très inférieure. Cônes Bâtonnets Dimensions même diamètre de l'ordre du micromètre Fonction résolution spatiale sensibilité aux couleurs Alerte périphérique Nombre Répartition Connexion 7 000 000 140 000 cônes/mm carré sur la fovea (diamètre = 4 mm) 1 seul par deutoneuro 120 000 000 120 000 batonnets + 2 000 cônes / mm2 en périphérie une grappe de batonnets pour un seul deutoreunome Position centrale périphérique Tableau 21 : La fovéa est la zone de discrimination spatiale maximale. La périphérie est une zone d'alerte . 4.1.2. Unités lumineuses Plusieurs unités photométriques correspondent à des notions différentes. 86 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.1.2.1. Intensité lumineuse Une source lumineuse (lampe incandescente ou tube luminescent) émet perpen-diculairement à sa surface une intensité lumineuse mesurée en candela (grandeur choisie proche de la bougie, unité antérieure, facilement perceptible puisqu'elle correspond à l'intensité lumineuse d'une bougie). Une lampe à incandescence produit une intensité légèrement supérieure à 1 candela par Watt. La surface qui émet cette intensité pouvant varier (comparer l'aspect d'une lampe à incandescence à celui d'un tube luminescent), la luminance désigne l'intensité par unité de surface ; le nit correspond à 1 candela pour 1 mètre carré. On conçoit que la luminance du soleil, celle de la lune ou d'une source artificielle sont très différentes. Il est possible d'obtenir des luminances supérieures à celle du soleil, grâce aux flash électroniques dont l'intensité se décharge en un temps très bref (quelques millionnièmes de seconde). Une source lumineuse quasi ponctuelle émet dans un espace de 4 pi steradiants. Le flux lumineux est mesuré en lumen ; un lumen correspond à un candela par steradiant. Une ampoule à incandescence de 100 watt émet environ 1400 lumen. 4.1.2.2. Éclairement Une surface éclairée par une source lumineuse est soumise à un éclairement dépendant de l'intensité de la source et de la distance entre source lumineuse et surface éclairée. Le lux est l'éclairement d'un écran recevant 1 lumen régulièrement réparti sur une surface de 1 m2 disposé à 1m. Une surface éclairée orthogonalement par le soleil a un éclairement de 100 000 lux. Une lecture confortable demande 50 lux. Soumis à un même éclairement, les objets sont à leur tour lumineux ; la luminance varie selon leur réflectivité et l'éclairement. 4.1.3. Acuité visuelle L'acuité visuelle est la capacité de l'œil à discriminer des détails spatiaux proches. En fait plusieurs critères peuvent être choisis ; le problème d'une définition précise est comparable à celui rencontré pour définir la netteté d'image. 4.1.3.1. Divers facteurs influents Luminance du fond L'acuité est optimale lorsque l'éclairement est élevé sans être éblouissant (100 lux) et lorsque la luminance de la zone étudiée et celle de l'entourage sont proches : il faut éviter éblouissement ou obscurité dans une partie du champ de lecture ; les surfaces de négatoscope inutilisées doivent être éteintes autour du film en lecture si l'on souhaite une analyse fine. Diamètre pupillaire La meilleure acuité est obtenue avec une pupille en myosis relatif, donc avec une surface suffisamment éclairée. Les défauts de réfraction ou d'accommodation Ils doivent être corrigés avant toute mesure d'acuité visuelle. 4.1.3.2. Critères d'acuité L'objet d'étude peut être : - La plus petite surface visible, point ou ligne = minimum visible, Le plus petit décalage entre 2 traits ou acuité vernier, Le plus petit espace visible entre 2 points ou minimum séparable. 87 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'acuité visuelle maximale est de l'ordre de 1 minute d'angle, soit 0,15 mm à 40 cm de distance ; cette acuité n'est rencontrée que sur un diamètre de 4 mm environ. 4.1.3.3. Différentes acuités On peut distinguer : - acuité photopique (vision diurne) ou scotopique (nocturne) et mesopique (intermédiaire), acuité centrale (maximale) ou périphérique, acuité mono ou binoculaire, acuité en vision de près et de loin. On observe une diminution de l'acuité et de l'accommodation avec l'âge. 4.1.3.4. L'acuité visuelle diurne Elle est maximale dans la zone centrale (fovéa) sur une surface limitée de l'ordre de 3 degrés d'angle (soit 2 cm de diamètre) et diminue rapidement en périphérie, de sorte qu'à 10 degrés, elle n'est plus que 1/10 de l'acuité maximale. L'acuité diurne est liée aux cônes, alors que l'acuité nocturne liée aux bâtonnets est moindre avec un maximum paracentral. 4.1.4. Contraste visuel Le contraste est l'opposition entre deux objets, faisant ressortir l'un et l'autre ; en radiologie, nous n'étudions que les contrastes de densité (d'où découlera le contraste de forme) sans nous intéresser au contraste de couleur. Chaque zone élémentaire de l'image a une luminance propre qui peut être mesurée. 4.1.4.1. Latitude de lecture Lorsqu'une scène est très éclairée (soleil d'été ou négatoscope puissant), on ne peut distinguer simultanément des détails dans les zones les plus sombres et les plus éclairées (l'usage du spot de suréclairement en radiologie le démontre). Le rapport entre les luminances des zones extrêmes lisibles simultanément est de l'ordre de 30 à 50 soit une différence de densité photographique (logarithme de l'éclairement) de 1.3 à 1.5. On peut rappeler que l'étendue de densité d'un film radio à haut contraste est 3 soit une étendue de luminance de 1000 entre extrêmes du film sur le négatoscope. On ne peut tirer d'un film haut contraste la totalité de l'information d'un seul coup d'œil. Les artifices de lecture élargissant la latitude effective de contraste sont : - le spot de lecture donnant une luminance élevée sur une faible surface très opaque (l'examen des zones transparentes est rendu impossible par l'éblouissement), la réduction du champ visuel par modification de la distance de lecture (ou l'artifice du tube de carton utilisé comme lunette), la suppression des éblouissements périphériques, ainsi il peut être judicieux de regarder des mammographies dont la densité est élevée dans une pièce peu éclairée. 4.1.4.2. Résolution de contraste Dans l'infinie variété des luminances d'une image radiologique (attestée par les mesures objectives), la lecture ne sait reconnaître qu'un nombre limité de niveaux ; lorsque les contours séparant deux plages sont flous, une différence de densité de 20% est nécessaire pour être perçue. On admet ainsi que toute image peut être ramenée à 16 niveaux de gris (16 densités entre le blanc et le noir qui constituent les extrêmes de latitude de contraste) ; et de fait une partie des images transmises par télévision grand pubic est ramenée à un tel nombre réduit de niveaux (densité et couleur sans que les spectateurs le remarquent). Ce nombre 88 Imagerie par les rayons X et radioprotection limité de niveaux de gris signifie que la lecture courante néglige bien des subtilités du film ; le film radiologique lui-même enregistre bien plus de niveaux que l'œil n'en détecte. Le radiologue est aujourd'hui familiarisé avec le traitement d'image sur un tomo-densitomètre, les modifications de niveau et surtout de fenêtre faisant ressortir ou disparaître des contrastes relatifs ou des détails d'image. La très faible performance de la vision dans la résolution de contraste peut être corrigée par l'amplification de contraste par les procédés électroniques et la numérisation. 4.1.4.3. Séparation entre deux plages Une ligne nette entre deux plages ayant une opacité différente permet de détecter un contraste de 2% seulement (alors qu'un contraste de 20% peut être nécessaire si les contours sont flous !) ; mais il s'agit du contraste entre deux zones et le nombre de niveaux de gris total ne change pas. À la jonction entre deux plages de densité différente, lorsque la limite est nette se produit l'effet Mach. Celui-ci consiste en l'impression d'une double ligne amplifiant la différence, bande claire sur la surface claire et opaque sur l'autre surface. Ceci est un phénomène purement visuel, rétinien non retrouvé par la mesure physique de luminance. Les images xérographiques (méthode radiologique en voie de disparition) créent des effets de bord linéaires qui sont réels à la différence de l'effet Mach et montrent donc mieux les limites de zones hétérogènes. 4.1.5. Adaptation aux conditions d'éclairement La radiologie pendant longtemps a été liée à l'obscurité absolue en scopie directe ; actuellement les conditions sont différentes. Un minimum de 100 photons sur l'œil est indispensable à la perception d'une sensation visuelle ; soit 15 photons sur une zone de 500 bâtonnets ; la sensibilité de cônes est 5 fois moindre. En vision diurne, un neurone cortical occipital répond à chaque cône rétinien : la vision est donc très précise sur un champ limité. En vision nocturne, seuls les bâtonnets sont utilisables : ceux-ci sont connectés par grappes à un seul neurone ganglionnaire qui aboutira au cortex occipital. Le neurone cortical stimulé par un seul bâtonnet ne peut discriminer quel est ce bâtonnet ; la résolution spatiale est médiocre dans la vision nocturne ; aucun détail inférieur à 2 mm ne peut être distingué. L'acuité visuelle, mauvaise lors du passage de la lumière à l'obscurité (1/100 de l'acuité diurne), s'améliore en 10 minutes pour atteindre 1/10 qui seront faiblement dépassés pour un temps supérieur (accommodation ou adaptation à la vision nocturne). Inversement l'éblouissement accompagne un passage rapide de l'obscur vers la lumière ; ce passage étant chronologique (passage d'une pièce noire vers une pièce claire) ou spatial (source lumineuse située dans le parcours visuel). Un lieu de travail efficace et confortable doit donc limiter ces types de passages excessifs. L'installation d'un négatoscope dépend de l'éclairage de la pièce. On doit exclure les lumières voisines éblouissantes. Les négatoscopes à plages fractionnées sont bien plus efficaces que les surfaces larges à puissance variable. 4.1.6. Accommodation à la distance La profondeur de champ est meilleure lorsque l'éclairement est élevé ; si l'on est amené à changer de distance de vision (examen d'un écran de scopie et d'un champ opératoire en vasculaire), il est souhaitable que l'éclairement soit semblable et élevé sur les deux surfaces. 4.1.7. Fatigue visuelle 89 Imagerie par les rayons X et radioprotection La fatigue visuelle banale est liée à des facteurs multiples. - Luminance insuffisante obligeant à des accommodations successives. Excès de luminance de la surface d'examen. Contraste excessif entre deux zones de travail, par exemple négatoscope dans une salle obscure, ou bien zone découverte du négatoscope autour d'un cliché, créant un éblouissement périphérique. Chaleur (infrarouge) émise par la surface lumineuse ; la puissance d'un négatoscope (100 W environ pour un négatoscope de format courant pour 4 formats 36 x 43) est presque totalement dissipée en chaleur. Fluctuation de la lumière : la fréquence 50 périodes même non perçue du fait de la persistance rétinienne émise par les tubes luminescents fatigue plus que la lumière incandescente. Une lumière émise sous une fréquence plus élevée serait plus reposante. 4.1.8. Perception stéréoscopique La vision binoculaire sur un objet permet une perception du relief. Le cerveau confronte les images des deux rétines, ou plutôt les différences entre la projection du fond et des structures plus proches et en déduit la situation géométrique des composants. Certains traitements de l'image numérique ou analogique permettent de reconstituer des volumes à partir de projections multiples (tomosynthèse). 4.2. La perception des images Le phénomène physiologique de perception de l'image est complexe. Les exemples les plus évidents de cette complexité font appel à des difficultés banales ou à des illusions visuelles : - des lettres d'imprimerie pourtant bien connues ne peuvent être reconnues, dans un mot, en un seul coup d'œil, lorsqu'elles sont placées dans un sens inhabituel (inversion, renversement) ; l'analyse d'un cliché radiologique inversé est impossible (poumon disposé tête en bas) ; le parasitage par des éléments superposés fait disparaître l'information, alors qu'un procédé comme la soustraction le fait réapparaître ; certaines images sont évidentes lorsqu'on les examine de loin, alors que la proximité les fait disparaître ; les images dites construites qui troublent les débutants sont formées d'éléments disparates et ne sont même plus perçues par l'opérateur expérimenté. Œil et cerveau sont associés pour détection ou perception (œil principalement) et interprétation (cerveau ) des stimuli formés par les images. sensation ou 4.2.1. Parcours visuel Les déplacements oculaires, les fonctionnements de la rétine et du cortex occipital sont associés dans la vision. Le regard se déplace en permanence ; lorsque le spectacle est animé, le regard est attiré de manière inconsciente par des éléments mobiles ; une image immobile comme le film radio est perçue grâce à un mouvement continu du regard attiré par des éléments de contraste ou motivé par l'expérience. 4.2.1.1. La zone de vision Il est essentiel de retenir qu'à chaque phase du regard, le champ vu ne couvre que 2 à 3 degrés d'angle solide (soit, à 50 cm, distance courante du négatoscope, un cercle de 2 cm de diamètre sur le film ou 120 fois la dimension de l'objet le plus petit reconnaissable). On ne voit bien que cette surface minime à un instant donné, le champ périphérique ne jouant qu'un rôle d'alerte. Cette surface est faible (4 cm2) par rapport à la surface de l'image entière (720 cm2 pour un film 24 x 30 cm). Le regard doit donc se déplacer pour reconnaître la totalité de la surface examinée. Le temps de parcours est assez bien défini par le temps de lecture d'un texte écrit ; l'œil fixe une zone pendant 1/4 de seconde puis saute au point suivant (qui n'est pas obligatoirement voisin) en 1/40 s. Le parcours complet d'un film 24 x 30 demanderait donc : 90 Imagerie par les rayons X et radioprotection - 0,25 s x (720 cm 2 / 5) = 36 à 60 secondes de parcours complété du temps réel d'analyse. Le nombre d'informations retenues à chaque station du parcours visuel est limité, très inférieur au contenu de cette surface vue. Le regard devra donc revenir plusieurs fois sur le même point pour en tirer le maximum d'information. Si l'on admet que les images peuvent être composées d'éléments mesurant 0,15 mm, soit la limite de résolution, sur une surface mesurant 120 fois plus (12 000 points), le volume d'information représente 1 000 à 6 000 informations). 4.2.1.2. Le parcours visuel Le parcours visuel est instinctif ou volontaire. La lecture d'un texte écrit obéit à des lois rigides de parcours visuel ; les occidentaux sont habitués à lire de gauche à droite et de haut en bas ; lois que les publicitaires ou les maquettistes de journaux utilisent pour guider la lecture des textes et nous imposer la perception de certains éléments qu'ils souhaitent privilégier. L'éducation de la lecture occidentale d'image est calquée sur la lecture de texte. On raconte que des publicités occidentales comparant le résultat d'un produit avec deux images avant / après l'action d'une lessive ou d'un shampoing sont interprétées en sens inverse en milieu d'écriture de droite à gauche (écriture arabe), le shampoing fait tomber les cheveux, puisqu'avant (à droite) les cheveux sont fournis, et après (à gauche) le crâne est chauve ! ainsi le positionnement d'un cliché sur le négatoscope n'est pas indifférent : le nez d'un crâne de profil est généralement mis du côté gauche de l'opérateur (les éditeurs médicaux respectent cette règle dans les publications) car l'on regarde généralement le visage avant de regarder le crâne ; de même le corps vertébral précède les épineuses dans le parcours visuel. L'habitude de positionnement sur le négatoscope du côté droit des clichés sous la main gauche du lecteur est une convention expliquée par l'habitude de faire face à son interlocuteur, mais n'est pas suivie par tous : les ophtalmologistes disposent couramment les clichés comme ils disposent les images de champ visuel en se plaçant derriere le malade ; les anatomistes disposent les coupes du tronc en position inverse des coupes de T.DM. Pendant longtemps les urologues regardaient les UIV de dos, comme ils palpent ou abordent les fosses lombaires. Ces données sont évidemmment pures conventions, mais les anesthésistes n'ont jamais regardé un poumon à l'envers sous prétexte qu'ils voient ainsi leurs patients pendant l'anesthésie. Ce sens de lecture peut expliquer des méconnaissances d'images essentielles d'un cliché lorsqu'elles se trouvent à la partie inférieure du film, en fin de parcours, si l'attention a été captée en cours de route. La lecture en diagonale d'un cliché existe très souvent avec les mêmes défauts que la lecture rapide d'un texte. 91 Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 40 : parcours visuel. La régularité des mouvements de l'œil est évidente sur l'enregistrement d'un sujet regardant le buste de Nefertiti : à côté de l'image de ce buste on voit les déplacements du point d'intérêt du regard qui saute de façon cyclique de points forts en points forts, sans croiser l'image au hasard 4.2.1.3. Attraction du regard Ce parcours initial est très rapidement modifié par des phénomènes d'attraction du regard ; une zone à haut contraste, une zone dont la valeur est supposée primordiale a priori (les reins d'une UIV font négliger le rachis ou le bassin) captent le champ d'examen ; les excursions du parcours visuel s'éloigneront peu et reviendront à ce point attracteur, sans que l'ensemble du film soit examiné : l'expérience commune démontre avec quelle facilité le débutant néglige des parties essentielles d'un cliché, pour peu qu'une région voisine le préoccupe. Ce parcours visuel est une notion bien connue des publicitaires ; sur une page de revue, l'œil ne subit pas un parcours indifférent ; un contraste coloré (rouge plutôt que vert ou gris), un élément de corps féminin (pour les hommes), un animal ou un bébé (pour les femmes) surtout s'ils sont placés en haut ou à gauche, conduiront à parcourir la page. A l'inverse, les études expérimentales sur le parcours visuel démontrent que le regard d'un professionnel expérimenté couvre la presque totalité de l'image, tout en s'appesantissant sur les zones qu'il connaît comme primordiales. 4.2.1.4. Automatismes dans le parcours visuel Une éducation nécessaire de la lecture radiologique comprend la création d'automatismes dans le parcours visuel ; le schéma de lecture propre à chacun et à chaque région anatomique est la condition de l'efficacité diagnostique. On peut ainsi rappeler : - la lecture en 13 points du cliché pulmonaire (1 = squelette, 2 = parties molles extra-thoraciques, 3 = diaphragme, etc...), chacun de ces points étant à son tour décomposé ; crâne (1 = voûte orbitaire, 2 = selle turcique, etc...) ; et de même pour chaque type d'examen. Cette règle d'un schéma de lecture systématique est l'un des secrets d'une lecture rapide et efficace. Le radiologue en formation doit s'y contraindre. 92 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.2.2. Les structures préétablies 4.2.2.1. Contours La vision ne reconnaît pas n'importe quoi. Le système visuel est peu sensible à des différences de densité de l'image et beaucoup plus sensible aux ruptures de densité ou à des lignes de séparation entre plages qu'à des modifications progressives. On admet que la vision distingue deux plages de densité différente avec un contraste de 2% si la séparation est nette alors que 20 % de contraste sont nécessaires si la séparation est floue. Ce qui explique la supériorité pédagogique des schémas sur les images de tonalité. 4.2.2.2. Forme et taille Une forme est généralement trop large (plus large que la zone de netteté maximale) pour être reconnue dans sa globalité comme un carré, un cercle ou toute autre forme isolable. Le champ de vision par sa surface réduite se limite à reconnaître un angle, un segment de ligne droite ou courbe ; une première reconnaissance d'un segment conduit automa-tiquement à la recherche de son prolongement logique par un parcours visuel adapté mais involontaire ; et ainsi un premier accrochage du regard enchaîne un trajet et conduit zone par zone à la reconstruction de l'image globale. L'expérience et la routine permettent même de supposer la présence d'une structure visuelle à partir d'un nombre limité d'éléments constitutifs. À chaque point le point suivant est appelé inconsciemment et la forme définitive se construit. Si une erreur se produit en route,z une illusion visuelle est créée par extrapolation abusive. La vision ne reconnaît en fait dans une structure complexe, que les éléments simples qu'elle connaissait déjà ; ce que l'on peut résumer en : "On ne voit que ce que l'on a déjà vu" On ne reconnaît sans effort que ce qui a été préalablement anlaysé sytématiquement ; pour élargir la gamme d'automatismes visuels, la création d'une "bibliothèque" d'images élémentaires construites par la logique et le travail est indispensable. 4.2.2.3. Structures préétablies Le cerveau dispose de systèmes préétablis de reconnaissance de structures simples, liné-aires, lignes de séparation, traits ou fentes de largeur variable, et vraisemblablement de structures angulaires. La sensibilité du système visuel est différente selon : - l'orientation : forte sensibilité pour les lignes verticales et horizontales, moindre dans l'obliquité ; nous savons percevoir qu'une structure dévie de très peu de la verticale (un tableau pendu sur un mur est reconnu comme accroché de travers pour 1° à 2° d'erreur), alors que nous repérons difficilement si une ligne oblique a une inclinaison de 30 ou 45 degrés par rapport à la verticale. - la fréquence spatiale à contraste égal une trame peut être visible ou invisible selon la distance d'examen ; ce maximum de sensibilité correspond à une fréquence spatiale de 3 à 6 cycles par angle de degré visuel, soit environ 0,4 à 0,2 mm à distance de lecture. Une fréquence spatiale supérieure à 6 cycles/mm devient invisible. Ainsi une anomalie de structure peut être invisible à une distance de 40 cm et devenir évidente lorsqu'on se place à 100 cm. 4.2.2.4. Les dimensions linéaires Elles ne sont pas perçues globalement mais par zones successives et indépendantes, elles ne peuvent être objectivement évaluées. Une mesure objective avec un instrument s'impose pour toute évaluation précise. Une erreur de 25 % de longueur peut être faite pour deux structures parallèles distantes ; le taux d'erreur croît pour des structures obliques et non parallèles ou perpendiculaires. Les comparaisons angulaires sont encore plus imprécises. D'où l'obligation dans la comparaison de longueurs sur une image d'utiliser une règle de mesure. 93 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.2.2.5. L'association de structures élémentaires Elle conduit à la reconstruction des stuctures complexes, dont on ne prend cependant pas conscience automatiquement de toutes les caractéristiques : une image ronde découverte n'est reconnue comme telle dans sa densité ou la netteté de ses contours qu'après un acte supplémentaire d'analyse, de réflexion inconsciente. 4.2.2.6. Le choix d'un contraste noir/blanc ou blanc/noir Il est fait en échographie ou en TDM en fonction des éléments anatomiques que l'on souhaite privilégier ; il est difficile de donner des règles systématiques d'emploi de l'un ou l'autre. Les illusions visuelles du type image/fond sont particulièrement troublantes ; deux facteurs interviennent : - l'image doit paraître plus simple que le fond : une série de points en échographie ou le contour d'un foie ou d'un rein est plus simple que le fond noir continu ; une plage limitée très blanche éblouit le regard qui n'y distingue plus les détails ; l'inversion (noir sur blanc) fait alors découvrir des détails dans les noirs moins gênants au regard : images d'os en TDM du squelette. 4.2.3. Les images réelles du radiologue Le radiologue travaille sur des images qui associent : - dimensions : jusqu'à 1300 cm2 par image en série de 1 à 30 ou 40 clichés exigeant un temps de parcours prolongé ; - multiplicité d'informations : 2 millions de points par film, chacun ayant une amplitude de variation de l'opacité de 1000 qui dépasse les seuils de sensibilité de l'œil ; - la superposition d'images d'éléments anatomiques nombreux formant un fouillis. Le succès psychologique et l'efficacité diagnostique des nouvelles méthodes d'imagerie (échotomo, tomo densitométrie, traitement numérique de l'image) tient à la simplification des structures vues ; il n'y a pas de superposition dans l'image scanographique ; les vaisseaux sont séparés du fond osseux en angio numérique. L'image radiologique est le résultat de la sommation des images élémentaires de toutes les couches de l'objet étudié. Elle contient à la fois les données utiles au diagnostic (le signal) et des données sans intérêt et même nuisibles (le bruit). On aimerait privilégier le signal et cela est souvent réalisable. - La HT sur le poumon favorise la lecture du poumon en réduisant l'image osseuse. La scintigraphie montre mieux la thyroide que les RX du cou. L'angiographie montre mieux les cavités du coeur que le cliché thoracique. La tomographie ou le TDM décompose l'image complexe. Généralement, cette amélioration du rapport Signal / Bruit se paye d'un surcoût. Les exemples multipliés ne feraient que confirmer la nécessité d'obtenir le maximum d'infor-mations à moindre coût pour le patient, donc d'accepter des images parasitées et exposant à l'erreur d'interprétation. Les données utiles doivent être extraites d'un document beaucoup trop riche en possibilités. Dans une certaine mesure, extraire une information diagnostique dans un cliché médical très riche et complexe peut être assimilé au "jeu des 7 erreurs" ; il faut reconnaître l'anomalie dans un dessin confus ; l'absence du cliché normal de référence ne facilite pas notre tâche. Tout lecteur de clichés radiologiques est donc responsable d'erreurs de lecture. Erreurs par omission (faux négatifs) ou par excès (faux positifs) sont aujourd'hui bien connues en évaluation des techniques diagnostiques ; les erreurs de lecture en sont l'une des causes majeures. La qualité d'interprétation dépend de l'expérience de l'opérateur dans le domaine considéré. 94 Imagerie par les rayons X et radioprotection La lecture de cliché est donc un art périlleux qui doit être soutenu par la réflexion et une critique constante ; l'interprétation est le résultat d'un aller-retour continu entre le cerveau qui fabrique une image à partir des sensations de l'œil et l'œil qui explore le document brut à la recherche d'éléments d'image. On connaît bien les "images construites" ; erreurs de lecture qui touchent plus le débutant que l'opérateur expérimenté ; les causes en sont multiples. On peut opposer des illusions liées à : - - des ambiguïtés visuelles telles que le cube de Necker, qui hésitent entre deux solutions logiques à une représentation visuelle ; ou d'autres où le contexte de représentation conduit à une fausse interprétation (illusions de Ponzo, Poggendorf, Zöllner, etc) même lorsqu'on en connaît l'existence, on ne peut y échapper ; des ambiguïtés transitoires liées à une analyse incomplète de l'image ; ce sont les plus fréquentes en radiologie. Il est fréquent que les images inutiles pour une analyse clinique représentent un volume très supérieur à celui de l'information principale. Ceci n'est pas particulier à la radiologie : nous vivons entourés de bruits et de sons dont nous extrayons les données utiles dans l'instant en méconnaissant les éléments parasites. De même le regard qui vient de compter les côtes d'un cliché thoracique ne les remarquera plus au stade suivant de lecture des hiles ou du parenchyme ; on doit même considérer que toute structure reconnue devient ensuite invisible. La décomposition d'un cliché doit donc commencer par les éléments les plus reconnaissables de manière à les éliminer de son parcours visuel pour terminer avec l'essentiel. La notion d'extraction du signal utile d'une masse d'informations doit être rapprochée de la notion d'évaluation des techniques diagnostiques : des images vues ou non de signes pathologiques ou non. 4.2.4. L'œil (et le cerveau) comme appareil Certains chercheurs en imagerie ont défini les performances de l'œil et le psychisme de l'opérateur comme une machine dont on définit les caractéristiques techniques : - FTM de l'œil dans la chaîne visuelle Courbe ROC ( Receiver Opérating Curve) : - en ordonnée, le nombre de reconnaissances d'un phénomène ; - en abscisse, le nombre de non reconnaissances. Chaque Opérateur peut être testé dans des situations différentes, cliniques, techniques (réglages de négatoscope, modification d'image) ; ces techniques ont été particulièrement employées par les militaires pour sélectionner des techniciens radar ou les lecteurs de photographie de satellites. 4.2.5. Conclusion La vision est un appareil radiologique complexe dont l'emploi exige une discipline. L'œil a une capacité de détection limitée. La lecture du cliché est un acte volontaire, le regard doit pour chaque image, suivre un trajet défini, ce n'est pas un geste instinctif pur sans réflexion : si on ne le contrôle pas l'œil verra toujours quelque chose sur un cliché mais l'interprétation cérébrale ne sera pas obligatoirement adéquate. Les limites dans l'efficacité du regard pour apprécier les distances, les angles, les densités, les formes doivent être admises et reconnues. L'analyse de l'examen, qui peut comprendre plusieurs images, doit également être un acte réfléchi et non automatique. Pour aider à percevoir les difficultés les plus simples, il nous est apparu commode de proposer quelques illusions visuelles parmi les plus connues. 95 Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 41 : images apparaissant mais n'existant pas. un triangle clair superposé à un traingle formé par des droites. Tichener Delboeuf Figure 42 : ile cercle central de la figure de Tichener a la même dimension dansl es deux cas ; cercle préiphérique de gauche et cntral de droite on la même taille. Zöllner Figure 43 : des parallèles paraissent divergentes. 96 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ponzo Upside-down T Lipps M üller-lyer Poggendorff Judd Figure 44 : d'autres illusions. : mesurer les longueurs ou le parallélisme des lignes, dont la perception est vue de maière fautive Références bibliographiques - La perception visuelle. Librairie Belin. De l'œil à la vision, N. Frisby. Librairie Nathan Nombreux articles de AJR ou Radiology. Pour la Science / Scientific American. 4.3. Formation de l'image radiologique Trois facteurs sont indispensables à la formation d'une image radiologique : - le foyer radiogène (F), quasi ponctuel, source du faisceau de RX ; l'objet radiographié (0), dont on veut former une image, habituellement région anatomique, mais que l'on assimilera dans ce cours à un objet géométrique ou physique simplifié en fonction des caractéristiques étudiées ; le récepteur (R), film le plus souvent, mais progressivement remplacé par des procédés électroniques, qui supporte l'image utile. Chacun de ces éléments de base peut varier dans des conditions multiples ; le faisceau de RX se définit par sa géométrie, le spectre d'énergie des photons, les rapports géométriques propres entre F, O et R. La forme, la dimension et la composition chimique de l'objet sont très diverses et c'est cette diversité que l'on veut analyser. F A B B' A' 97 R Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 45 : trinome radiologique. Le récepteur peut avoir des caractéristiques diverses. Nous serons donc amenés à schématiser un problème complexe en le décomposant en problèmes simples. La qualité d'image se jugera sur plusieurs paramètres. - Netteté : l'image doit être nette, sans flou, ses contours sont bien délimités. Contraste : les différences d'intensité dans le noircissement du film permettent de reconnaître les structures que l'on souhaitait étudier. Incidence : l'analyse anatomique impose une comparaison à des clichés pris dans une position définie de référence. Centrage : l'image utile doit se trouver au centre d'un film de dimension minimale. Conformité aux règles de présentation : l'identification du malade, du côté ou des conditions de réalisation obéit à des règles administratives (identité, côté) ou de tradition locale (position de l'étiquette, enveloppe). L’apparition de la numérisation n’a pas fait disparaître les problèmes en amont ; la qualité de l’image numérique reste souvent liée au choix de foyer, de kV ou de temps de pose. 4.3.1. Formation geométrique de l'image 4.3.1.1. Projection conique Tous les rayons X sont issus de la même zone de très faible surface (moins de 1 mm) : le foyer. Leur trajet est rectiligne, divergent. Ils occupent le volume d'un cône lorsqu'ils sont limités par un diaphragme circulaire. Tout objet circulaire rencontré donne une ombre répondant aux règles des projections coniques. 4.3.1.2. Loi de confusion des plans Un objet en trois dimensions, formé d'éléments situés dans des plans différents, contribuera à la formation d'image sur un film plan à deux dimensions. Il n'est pas possible de reconnaître sur l'image les ombres liées à des éléments situés dans des plans différents. Tous les plans de l'objet tridimensionnel sont confondus dans l'image. 4.3.1.3. Agrandissement 4.3.1.3.1. Coefficient d'agrandissement Le faisceau de RX diverge à partir d’une source quasi ponctuelle (0,3 à 1 mm de côté). Les divers points de l'objet interceptent ces rayons. Certains rayons sont arrêtés, d'autre poursuivent leur trajet sans être interrompus et modifient le récepteur situé au-delà de l'objet. L'image est formée par l'association des zones exposées et non exposées. L'objet AB produit une image A'B', de plus grande taille, en raison de la forme de cône du faisceau. La projection conique produit un agrandissement Ag inévitable tel que : A'B' / AB = Ag 98 Imagerie par les rayons X et radioprotection F A B A' D C C' B' D' Figure 46 : trinome radiologique.1) Projection conique. 2) Confusion des plans. 3) grandissement. A' B' FR Ag AB FO Ag = 1,1 à 1,4 Si l'on choisit un rayon particulier, axe du faisceau radiogène, perpendiculaire au plan AB, appelé rayon directeur ou principal dont les sections avec les plans AB et A'B' sont H et H', on voit que pour tout segment situé dans le plan AB et détecté dans le plan A'B' l'agrandissement sera identique et égal à FH'/FH. L'agrandissement est égal au rapport distance foyer - récepteur / foyer - objet FR / FO Toutes les structures situées dans un même plan objet parallèle au récepteur donnent une image identiquement agrandie quelle que soit l’inclinaison du rayon. 4.3.1.3.2. Agrandissement différentiel Les objets habituellement radiographiés ont un volume ; tous les points constitutifs ne sont pas situés dans un même plan objet et sont donc à des distances différentes du foyer et du récepteur. Tous les éléments de l'objet ne sont pas agrandis dans les mêmes rapports. Ceci, malgré la confusion des plans, permet de localiser certains éléments de l'objet sur l'image. 4.3.1.3.3. Applications pratiques Rachis lombaire de profil La distance foyer-film est voisine de 100 cm sur les installations habituelles ; (nous utiliserons le plus souvent cette valeur dans nos calculs). La largeur d'un sujet de trochanter à trochanter vaut 30 à 40 cm. Il est indispensable d'ajouter l'épaisseur de la grille, de l'exposeur, du plateau de table situés entre la zone d'appui et le film ; ainsi le plan des épineuses se trouve à 25 cm du film. Soit FO = 100 - 25 = 75 cm et Ag = FR/FO soit 100 / 75 = 1,33 L'image du rachis lombaire est donc agrandie de un tiers ; même pour des zones moins épaisses, le coefficient d'agrandissement varie entre 1,1 et 1,3. La distance objet film n'étant généralement pas connue avec précision, l'agrandissement n'est évalué que de manière imprécise. On ne doit déduire la longueur de l'objet à partir de l'image qu'avec précautions. 99 Imagerie par les rayons X et radioprotection Radio du crâne de profil Avec le même type de conditions de prise de clichés, mais pour un crâne de profil : le côté droit plaqué contre le support de table est à 5 cm du film ; le côté gauche éloigné de l'appui est à 5 + 16 cm du film (une tête mesure environ 16 cm d'une bosse temporale à l'autre). Ag droit Ag gauche = 100 / (100 - 5) = 100 / (100 - 21) = 1,05 = 1,27 C'est dire que la même distance du rebord externe de l'orbite à la mastoide mesurant 10 cm environ produit des images de longueur différant de 22 mm selon le côté étudié (105 et 127 mm), ce qui est nettement visible sur le film ; un cliché de crâne de profil ne peut montrer une parfaite superposition de la totalité des structures symétriques ; si la selle turcique est bien superposée, l'angle de la machoire, l'écaille occipitale, le vertex montrent un décalage de près de 1 cm. De même l'image de crâne de face est nettement différente selon que l'incidence est antéro-postérieure ou postéro antérieure par l'effet de l'agrandissement différentiel. Téléradiographie Pour réduire l'agrandissement, ne pouvant réduire l'épaisseur du sujet, il est indispensable d'augmenter la distance foyer-film. - Le téléthorax en postéro-antérieur réduit la taille du coeur dans la surface totale des poumons et évite de couper les limites du poumon sur les formats standards. - La stéréotaxie ou la téléradiographie d'orthodontie, à 4 mètres réduit l'agran-dissement différentiel à une valeur tolérable. Ag droit Ag gauche 400 / ( 400 - 5) 400 / ( 400 - 20) = 1,01 = 1,05 Donc même à distance importante, l'agrandissement n'est pas négligeable. 4.3.1.4. Distorsion de projection Lorsque le récepteur n'est pas parallèle au plan du film, l'image est déformée par rapport à l'objet : selon les directions respectives l'image est plus grande ou plus petite. foyer-objet fixe Le rapport foyer-objet est différent La modification d'orientation du récepteur ne change pas les rapports d'image Les rapports d'image changent Figure 47 : distorsion de projection. 4.3.1.4.1. Déformation 100 Imagerie par les rayons X et radioprotection Un cercle se projettera comme une ellipse, un carré comme un losange ; les angles ne sont donc pas conservés (augmenté ou diminué) et les mesures d'angle sur clichés sont donc imprécises. 4.3.1.4.2. Déplacements du récepteur Ils n'induisent que des modifications de forme des images, sans que les rapports entre les composantes soient changés. On peut ainsi comparer les images de crâne sur un craniographe en donnant diverses angulations à la cassette. Par contre les déplacements du foyer par rapport à l'objet transforment l'image. Ce qui est évident en comparant un cliché de la même région de face et de profil. Il est plus simple de regarder ce que devient l'ombre chinoise d'une main dans deux situations différentes : - dans la première, on laisse la main ouverte perpendiculaire au faisceau lumineux. Les déplacements du papier sur lequel se fait l'ombre n'empêchent pas de reconnaître les doigts écartés ; dans la seconde, le papier reste perpendiculaire au faisceau lumineux, on tourne la main : l'image change complètement de caractère. Si le rayon a une position fixe par rapport à l'objet les modifications de position du récepteur entraîneront : - des variations d'agrandissement, - des variations de longueur ou de projection angulaire, - des déformations. Mais les relations entre éléments sont invariables. Par contre tout changement d'incidence (rapport entre foyer et objet) crée une image différente. Pour définir un type de cliché, il est nécessaire de préciser : - la direction du rayon par rapport à l'objet (incidence) ; angulation dans le référentiel orthogonal (plans sagittal, horizontal et frontal) ; la position précise du récepteur par rapport au rayon principal est secondaire et ne crée pas de difficulté de lecture ; elle intervient seulement pour l'obtention de la meilleure image. 4.3.2. Netteté de l'image : Flou Les contours de l'image doivent être nets, c'est-à-dire parfaitement délimités ; une ligne précise sépare les zones opaques sombres et claires. L'absence de netteté est le flou, défaut que l'on s'efforce de réduire. Le flou est en fait inévitable et les phénomènes qui le produisent sont nombreux. Pour des raisons didactiques on les résume à 4 causes principales : - flou géométrique flou cinétique flou d'écran flou de forme Ces termes traditionnels simplifient la réalité ; ainsi l'écran n'est plus que l'un des récepteurs utilisés et nous emploierons des termes plus généraux (flou de récepteur ou flou de mouvement). 4.3.2.1. Flou géométrique Ce flou est lié à la disposition géométrique des éléments concourant à la formation de l'image : taille du foyer, agrandissement, décalage par rapport au rayon directeur. 101 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.3.2.1.1. Problème géométrique Le foyer géométrique (ou optique), source du rayonnement X n'est pas un point ; cette surface d'émission est un carré de 0,6 mm à 1,2 mm de côté sur la majorité des tubes radiogènes actuels ; ses dimensions peuvent atteindre 2 mm (voir tube radiogène) ou descendre à 0,1 mm. Nous avons précédemment vu les conditions de distance de travail du tube et du récepteur. On reconnaît la formation de l'image d'un foyer (élargi pour la facilité de la démonstration) sur le bord fin d'un objet opaque. On peut distinguer trois zones de l'image : F foyer O objet R lumière pénombre ombre Figure 48 : flou géométrique. Flou géométrique = foyer = OR FO Taille du foyer 2 mm à 0,1 mm. Distance FR 1 000 mm. Distance OR 200 mm. Flou admissible = 0,2 mm? Application. 250 = 0,7 mm. 750 250 Lombaire fg = 0,6 x = 0,2. 750 250 Poumon : fg = 1,2 x < 0,2. 1750 Lombaire : fg = 2 mm x - Ombre : aucun rayon provenant directement du foyer ne touche le film. - Lumière : tout point du récepteur est en vue directe de la totalité du foyer ; l'éclairement est maximum. - Pénombre : cette zone intermédiaire ne reçoit qu'une partie du rayonnement du foyer ; le passage de l'ombre à la lumière se fait progressivement et la limite entre ces deux zones est indistincte, floue. 4.3.2.1.2. Évaluation du flou On peut calculer que la zone A'B' ou flou géométrique Fg est fonction de la dimension du foyer et des distances Foyer - Objet - Récepteur de l'appareillage. 102 Imagerie par les rayons X et radioprotection Fg / Foyer = OR / FO Fg = (Foyer x OR) / FO Pour réduire le flou géométrique, il suffit donc de : - réduire les dimensions du Foyer (Fg), réduire la distance Objet - récepteur (OR), augmenter la distance Foyer - Objet (FO). La dimension apparente du foyer est liée à l'angle sous lequel ce foyer est vu à partir de l'objet ; la formule ci-dessus peut être simplifiée : Le flou géométrique est minimal lorsque la distance objet - récepteur est minimale. L'angle sous lequel le foyer est vu de l'objet est minimal. 4.3.2.1.3. Applications numériques Sur un crâne de profil Le côté le plus éloigné du film se situe à 20 cm, le foyer mesure 1 mm : Fg = 1 mm x (200 mm / 800 mm) = 0.25 mm Cette valeur de 1/4 mm est voisine de la limite de discrimination de l'œil à 40 cm, distance de lecture courante. Radio pulmonaire de face FO = OR = 2000 mm. 200 mm, distance maximale pour le cœur, et moyenne pour le poumon, le thorax ayant une épaisseur de 30 à 35 cm. Foyer = 2 mm, dimension maximale rencontrée. Fg = 2 mm x ( 200 mm / 1800 mm) = 0.22 mm Un foyer deux fois plus petit réduit Fg de moitié, mais ce bénéfice n'est pas reconnu par l'œil. Poignet de face Le poignet est peu épais (moins de 50 mm) ; même en utilisant un très gros foyer de 2 mm, le Fg reste acceptable avec une distance FR courante. FG = 2 mm x (50 mm / 950 mm) = 0.11 mm Donc contrairement à l'opinion reçue, pour le poignet placé sur la cassette un foyer fin est inutile, mais cela n'est plus vrai pour un genou et moins encore pour un rachis. 4.3.2.2. Flou de mouvement 4.3.2.2.1. Trois types de mouvements Mouvement de l'objet Le malade respire, le coeur bat, les organes digestifs bougent, l'immobilité musculaire ne peut être maîtrisée longtemps. 103 Imagerie par les rayons X et radioprotection C'est le flou le plus préoccupant. L'élément anatomique mobile se déplace à une vitesse parfois importante (vitesse instantanée atteignant 100 à 200 mm/seconde). La longueur parcourue est fonction du temps d'exposition ou temps de pose. Sur le schéma ci-dessous, on calcule : Fc = déplacement x Ag Or, le déplacement est fonction du temps de pose. fc = d x Ag d = vitesse x temps F mouvements diaphragme : 20 mm/s déplacement coronaire : 100 mm/S O R Figure 49 : flou de mouvement. Le flou cinétique d'objet est proportionnel à la vitesse du déplacement de l'objet l'agrandissement inversement proportionnel au temps de pose Mouvement de foyer radiogène Il s'agit le plus souvent de vibration d'un plateau d'anode voilé, d'une vibration de gaine mal contenue par une suspension qui, en vieillissant, a pris un jeu mécanique : l'amplitude de cette vibration autour d'une position moyenne augmente la dimension apparente du foyer. L'effet est donc plus marqué pour un foyer de petites dimensions qui pourrait alors donner des résultats équivalents à un gros foyer. En tomographie les mouvements mécaniques obligatoires et leur jeu associé créaient une limite à l'intérêt de foyers de petite taille (inférieur à 0.6 mm). Mouvement du récepteur Il s'agit là encore de déficiences mécaniques. - - La lettre de repérage un peu épaisse, collée par un sparadrap peut créer un contact entre une cassette supposée immobile et la grille mobile ; la cassette est donc entraînée par les vibrations de la grille. Le temps séparant le lancement de l'anode de la prise de cliché sur une table télécommandée doit être bref (moins de 2 secondes) ; ce temps comprend non seulement la mise en vitesse de l'anode (9 000 tours) mais le transport d'un tiroir contenant la cassette sur une distance de 50 cm et une immobilisation en fin de course. Si l'on déclenche le deuxième temps de prise de cliché trop tôt, le cliché est pris alors que la cassette est encore en mouvement ou en vibration. Les sériographes prenant des clichés à un rythme rapide et changeant le film peuvent si le temps de pose est trop long déplacer le film pour mettre en place le suivant alors que l'émission des rayons n'est pas encore terminée. 104 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.3.2.2.2. Applications numériques Radio pulmonaire de face Le mouvement de la paroi ventriculaire est un va et vient d'alternance systolo-diastolique, la vitesse instantanée à la systole peut atteindre 200 mm/seconde, alors qu'elle peut être immobile à d'autres moments. Dans les conditions géométriques décrites précédemment le flou cinétique maximal Fc = Vitesse x Temps x Ag Fco = 200 mm/s x 0,05 s x 1,1 = 11 mm, valeur importante, parfaitement visible ; mais le temps pendant lequel cette vitesse maximale est atteinte est très bref, de sorte que le cliché ne pose problème qu'occasionnellement (un problème de flou, 1 fois sur 10 et si l'on est exigeant). Un temps de pose trop long aggrave la situation, le temps de pose trop bref conduit à des problèmes différents. Abdomen Le mouvement des coupoles diaphragmatiques atteint ou dépasse 20 mm par seconde si le malade respire, les reins sont entraînés ; le temps de pose varie entre 0,3 et 1 seconde. Fco = 20 mm/s x 0,5 s x 1,15 = 11 mm Rachis lombaire profil debout Le temps de pose avoisine 1 seconde ; pour que le flou cinétique ne dépasse pas 1 mm, il est nécessaire que le patient se déplace de moins de 1 mm. On voit l'intérêt d'un sanglage immobilisant le bassin ou la nécessité d'un cliché complémentaire couché pour avoir des images fines. 4.3.2.3. Flou de récepteur Le récepteur a une structure granuleuse, grains de bromure d'argent pour le film, grains luminescents de l'écran renforçateur ou de l'amplificateur de luminance et même structure de matrice d'un système numérisé. Une ligne droite de délimitation idéale se traduit donc par une ligne irrégulière et donc par une imprécision de contours La qualité de résolution spatiale du récepteur règle donc le degré de netteté de l'image Il n'est pas possible de donner une formule géométrique de ce flou. On peut admettre que le flou approximatif d'un système (Fe) d'écrans normaux est de l'ordre de 0,2 mm ; les écrans dits fins donnent un flou d'écran voisin de 0,15 mm±. 4.3.2.4. Flou de forme Le contour parfaitement défini d'un objet produira une image plus nette qu'un objet au contour imprécis. Nous avions envisagé jusqu'ici des objets ayant une opacité absolue au rayonnement ; en fait l'atténuation du rayonnement est liée à la nature et à l'épaisseur. Sur le schéma ci-dessous, on reconnaît que la limite d'une structure incomplètement opaque et épaisse même de forme géométrique crée une image de noircissement passant progressivement de la lumière à l'ombre. Ce flou de forme est plus particulièrement lié à la forme des objets et aux variations d'épaisseurs pour des rayons grossièrement parallèles. Une forme en coin donne une image différente selon l'angle de ce coin. Une forme courbe sera reconnue essen-tiellement par la ligne de tangence à cette courbe et non par les zones limites de cette courbe (très particulièrement lorsque la structure radiographiée est une lame courbe). Cette notion porte le nom de loi des tangences. Elle est une composante essentielle de la formation de 105 Imagerie par les rayons X et radioprotection l'image osseuse : on voit mieux la voûte crânienne dans la partie périphérique que dans la partie centrale, les corticales tangentielles d'un os que celles qui sont perpendiculaires au rayon. 4.3.2.5. Autres flous Flou d'incidence Lié à l'obliquité du rayon dans le couple d'écrans, le rayon X aborde les écrans qui se font face en des points distincts et donnent deux images séparées : voir le chapitre écrans. Flou tomographique 4.3.2.6. Composition des flous 4.3.2.6.1. Flou résultant Un cliché comporte toutes les causes de flous, Fg, Fc, Fe, etc. Ces divers flous sont liés. - Réduire le flou géométrique en réduisant la taille du foyer ou en éloignant le foyer ou en utilisant un écran plus fin conduit inévitablement à augmenter le temps de pose donc le flou cinétique. Réduire le flou cinétique ne peut être obtenu qu'aux dépens du flou géométrique ou d'écran. Etc... Il est utile de faire une estimation du flou résultant total Fr, qui n'est pas la somme de chacun des flous. On peut assimiler le flou à l'incertitude de mesure en physique et utiliser la formule de composition des incertitudes de mesure : Fr = Fg 2 Fc 2 Fe 2 Quelques essais de calcul à partir de cas réalistes montrent que le flou résultant est minimal lorsque les valeurs de chacun des flous ont une valeur absolue de même ordre. Le flou résultant est minimal lorsque les valeurs de chacun des flous sont approximativement identiques 4.3.2.6.2. Application numérique Soit une radio de crâne où les valeurs de chacun des flous (Fg, Fr, Fc) mesure 0,2 mm. Fr = (0,2 2 0,2 2 0,2 2 ) = 0,34 mm Si l'on choisit un foyer de taille double, on diminue le temps de pose par 4 (la surface est multipliée par 4 et l'intensité dans la même proportion, donc le flou cinétique dans la même proportion, la formule devient : Fr = 2 2 2 0, 4 0, 05 0,2 = 0,44 mm Le flou résultant est supérieur à celui obtenu lorsque toutes les causes avaient un effet égal. On choisira des paramètres minimisant chaque flou. Pour un adulte coopérant : - immobilité en appuyant la tête contre la table et en la contenant par un craniostat, - écran moyen donnant une bonne résolution, - petit foyer. Lorsque le sujet peu coopérant bouge : 106 Imagerie par les rayons X et radioprotection - employer un gros foyer, élever les kV (pour diminuer les mAs) quitte à diminuer le contraste, choisir une paire d'écrans rapide, mais surtout tenter la meilleure immobilisation par des sacs de sable ou une sangle de compression. ll serait inutile d'espérer dans un tel cas un progrès de l'emploi d'un autre facteur qui ne réduirait pas le flou cinétique. La recherche de la meilleure netteté ne peut être séparée de la recherche du contraste 4.3.2.7. Valeur tolérable du flou La recherche de la meilleure netteté est liée à une plus grande performance des matériels : puissance du foyer radiogène, finesse des écrans, etc. Il n'est pas toujours nécessaire de vouloir dépasser certaines performances ; l'œil à distance de lecture (50 cm) ne peut distinguer deux points distincts de 0,2 à 0,3 mm, les images les plus fines d'un poumon sont millimétriques, les dispositifs les plus courants obtiennent de tels résultats. Utiliser des écrans très fins ou un foyer fin (sauf problème lié au temps de pose court à voir dans exposeur) sur un poumon est inutile ; par contre les écrans fins donnent des images lisibles à la loupe sur les clichés d'extrémités parfaitement immobilisables ou en mammographie. 4.3.2.8. Problèmes divers 4.3.2.8.1. Mesures de longueur L'agrandissement inévitable conduit à utiliser des techniques particulières pour mesurer des longueurs. Projection orthogonale La mesure de longueur d'un membre nécessite deux temps : - repérage précis des interlignes articulaires (par palpation ou repérage scopique) ; - deux clichés sont réalisés, sans déplacer le membre par rapport à la cassette, localisés successivement sur chacune des deux extrémités ; la distance entre les images de projection des interlignes grâce à un rayon orthogonal représente exactement la longueur entre les structures radiographiées. Isométrie On apprécie l'agrandissement de l'organe en plaçant un élément de longueur connue (règle marquée par des lignes de plomb) dans le plan de l'organe. Il n'est pas possible de la mettre exactement à la place de l'organe ; on doit donc la disposer à distance ou réaliser deux expositions successives, l'une de l'organe, l'autre de la réglette. Il est parfois possible de repérer approximativement la position de l'organe (fémur), mais le plus souvent cette appréciation est difficile et crée une distorsion. Cette méthode peut être améliorée par l'emploi de deux réglettes placées l'une devant l'autre derrière la cuisse, l'agrandissement différentiel peut être calculé, la géométrie complète du système peut être reconstituée. Téléradiographie Le coefficient d'agrandissement est alors limité (inférieur à 1,05) ; cela est suffisant pour un grand nombre de cas . Ces diverses méthodes sont étudiées dans la technique de pelvimétrie ; leur précision reste limitée, ainsi qu'en témoigne la comparaison entre résultats de méthodes concurrentes sur un même organe. 4.3.2.8.2. Mesures d'angles Un angle différent de 90° - dont un côté reste parallèle au plan du film, 107 Imagerie par les rayons X et radioprotection - l'autre n'est pas parallèle au plan du film, se projette selon : - un angle supérieur (jusqu'à 180°) pour un angle obtu, - ou inférieur (jusqu'à 0°) pour un angle aigu. La mesure d'angle en orthopédie s'intéresse surtout au col fémoral ou à l'angle fémur-jambe. Projection en scopie En faisant tourner la diaphyse fémorale parallèle de manière à positionner le col fémoral dans la position d'angle minimal, le col fémoral dans cette position est parallèle au film, et la valeur angulaire est proche de la réalité. Correction trigonométrique Le fémur est disposé dans une position fixe ou parfaitement définie et reproductible. Deux clichés sont successivement exposés ; à partir des angles des deux projections et en fonction des angles de prise de cliché, il est possible de calculer la valeur angulaire réelle (méthode de Magilligan ou de Chevrot). Toutes les mesures d’angle ou de longueur ne peuvent être réalisées avec un scanographe (longueur de membre ou angle d’inclinaison du col fémoral) ; les méthodes proposées gardent alors leur intérêt. 4.3.2.8.3. Repérage de structures profondes L'association presque constante de clichés de face et de profil permet une localisation en profondeur des anomalies ; mais un corps étranger qui se projette à la fois de face et de profil sur une structure n'est pas obligatoirement à l'intérieur de celle-ci. On peut reconstruire à partir de deux clichés orthogonaux ou obliques la localisation d'une calcification ou d'une lacune osseuse. 4.3.2.8.4. Stéréoradiologie La vue en "relief" est possible en radio ; deux clichés sont réalisés sous une incidence angulaire définie : exposition et vision sont réalisées dans une géométrie semblable : la distance entre les deux foyers est identique à la distance entre les yeux, soit 6 à 8 cm. La lecture se fait sur les deux clichés disposés côte à côte, grâce à un appareil de lecture dirigeant une image vers chaque œil, permettant une vision en relief, dont l'intérêt diminue avec le développement des techniques en coupe. 4.3.2.8.5. Agrandissement direct En principe, il est préférable de rapprocher l'objet du film pour réduire le flou géométrique. L'agrandissement direct utilise les propriétés d'un foyer radiogène de très petite taille, inférieur ou égal à 0,3 mm. Il s'agit d'une optimisation des flous. - Le flou d'écran donne un flou de 0,2 mm environ. Si l'on éloigne l'objet du film de manière à avoir un agrandissement de 2, l'objet étant à mi-chemin entre foyer et film, le flou géométrique a la dimension du foyer ; or cette dimension (0,1 à 0,3 mm) est proche de la dimension du flou d'écran. L'image mesure près du double de l'image courante, et le flou reste à la limite de la visibilité ; on gagne ainsi dans la lisibilité des éléments de petite taille. 108 Imagerie par les rayons X et radioprotection Cette technique est évidemment conditionnée par l'absence de flou de mouvement. Elle s'applique idéalement pour l'étude des structures osseuses fines, extrémités, vasculaire intracrânien, sein. Insistons sur la nécessité d'un foyer fin et d'une immobilité parfaite. Puisque l'objet est éloigné du récepteur, cette technique est associée à l'antidiffusion par la distance qui réduit la charge du tube et rend plus aisé l'usage d'un foyer peu puissant. 4.3.2.9. Applications numériques Pour réfléchir à ces problèmes, on propose quelques exemples de calculs. Les caractéristiques d'une installation sont les suivantes : GF 1,2 mm PF 0,6 mm 400 mA pendant 1 seconde au maximum 150 mA pendant 1 seconde au maximum Distances Objet-film = 20 cm Flou d'écran Écran normal = 0,2 mm Écran fin = 0,15 mm (mais exposition double) Foyer-Film = 100 cm On néglige ici le rôle des kV ; augmenter les kV permettrait de réduire le temps de pose. Quel est le meilleur choix dans les cas suivants ? Cas 1 : Cas 2 : Cas 3 : Cas 4 : Cas 5 : Cas 6 : Cas 7 : colonne lombaire profil debout 160 mAs mvt >= 1 mm/s colonne lombaire profil couché 160 mAs mvt =< 0,2 mm/s rachis cervical assis (distance 200 cm) 80 mAs mvt >= 1 mm/s poumon HT à 2 m 6 mAs mvt >= 100 mm/s mais temps de pose >= 2 cs gril costal 80 mAs mvt < 0,2 mm/s poignet profil 15 mAs (écran Nl) mvt = 0,5 mm/s (traumatisé ou P.C.E.) estomac baryté 32 mAs mvt = 50 mm/s Il s'agit bien de rechercher la plus grande netteté. D'une manière générale, on gagne toujours à jouer sur l'immobilité du patient ; la puissance des matériels ne peut compenser un positionnement incorrect : les sacs de contention ou les sangles ne peuvent être négligés. Lorsque le malade est peu coopérant, le meilleur cliché peut utiliser des écrans rapides (donc grossiers), un gros foyer, une distance foyer-recepteur réduite : les sacs de contention ou les sangles ne peuvent être négligés. 4.3.3. Conclusion La très grande netteté est encore l'un des points forts de la radiologie classique. Les films fins spéciaux pour le sein ou les extrémités demandent une lecture à la loupe ; la tomographie permet de distinguer des détails cinq fois plus gros ; la résolution du scanner est presqu'aussi bonne sur une coupe que celle des clichés standards, mais avec une épaisseur de 1 à 10 mm. Les problèmes de formation géométrique de l’image conservent leur intérêt même à l’âge de l’imagerie numérique. 4.4. Contraste 109 Imagerie par les rayons X et radioprotection "Opposition entre deux choses dont l'une sert à faire remarquer l'autre" (Littré). L'image radiologique est composée de nuances de gris entre le blanc et le noir. Le contraste fait référence aux différences d'intensité du noircissement de l'image qui créent cette image : une image d'un gris homogène n'apporte aucune information. Le mot "contraste" est cause d'ambiguïtés : on parle de contraste d'objet, de contraste-film, de contraste d'ensemble du film, ou de contraste de détail du film, d'un contraste lié aux conditions de réalisation ou de lecture de l'image, de différence ou de rapport de contraste. Les qualificatifs sont également imprécis : on peut parler de contraste de noircissement ou de densité (logarithme du noircissement), le contraste se définissant alors comme différence ou comme rapport entre deux valeurs. Il est donc essentiel de bien qualifier le type de contraste que l'on traite. Les divers types de contraste (de RX, de noircissement du film, de lumière atteignant l'œil, d'épaisseur ou d'opacité anatomique) sont souvent représentés sur des graphiques comme un relief fait de zones (noircissement, intensité de RX, atténuation du rayonnement) élevées ou basses. 4.4.1. Catégories de contraste 4.4.1.1. Les niveaux de contraste Le trinôme radiologique précédemment utilisé peut être repris et complété. Le faisceau radiologique Il est hétérogène : - dans l'espace : l'intensité du rayonnement varie selon les points (effet talon d'anode et éventuellement rôle des filtres surajoutés) ; dans l'énergie : le spectre d'émission est fait de photons d'énergies différentes (spectre continu et spectre caractéristique, modifié par la filtration) ; les dimensions liées au diaphragme jouent un rôle dans la qualité finale. L'objet Il est constitué par une région anatomique d'épaisseur variable, faite de tissus très différents, os, tissus mous, graisse, air, etc. Le récepteur final Il est séparé de l'objet par des matériels tels que la grille antidiffusante qui joue sur le contraste. On ne peut oublier que bien des agents peuvent encore intervenir, filtre, cellules d'exposeur, plateau de table, draps, vêtement, etc. 4.4.1.2. Les contrastes successifs On peut ainsi décrire - Le contraste intrinsèque de l'objet ou Contraste-Objet dont les différences dans l'atténuation dépendent des caractéristiques du rayonnement et de l'objet (coefficients d'atténuation et épaisseur). Le contraste radiant à la sortie de l'objet, le rayonnement X est modifié par la seule traversée de l'objet, associant rayonnement transmis et le rayonnement diffusé. Le contraste pré-film a subi l'effet correcteur de la grille antidiffusante sur le contraste radiant. Le contraste propre du film (aussi appelé improprement gamma du film) est la réponse du film au rayonnement. Le contraste de l'image résulte de l'interaction du film et du rayonnement. 110 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Les conditions de lecture et les traitements d'image peuvent intervenir (soustraction photographique ou traitements électronique). 4.4.1.3. Différence ou rapport La transmission ou transmittance (ou son inverse l'opacité) du film est traduite par la proportion It / Io, rapport entre le rayonnement transmis par le film et celui qui y entre. Si l'on compare des intensités transmises It1 et It2 de deux points différents après une exposition à une intensité comparaison sous forme de rapport. Contraste d'opacité = Io, il faut utiliser une It1 / It2 (ou de transmission) de sorte que la valeur du contraste reste identique même si l'intensité Io varie ; si l'on définissait le contraste comme une simple différence entre I1 et I2, celui-ci varierait quand Io augmente ou diminue. Si l'on utilise une mesure de densité, (la densité est le logarithme en base 10 de l'opacité), le contraste se calcule par une différence entre logarithmes logI1 et logI2. Contraste de Densité = Log (It1) - Log (It2) Ainsi selon les références, un contraste se définit par : - un rapport entre noircissements, - ou une différence entre densités. 4.4.2. Contraste d'objet 4.4.2.1. Phénomènes physiques Le contraste propre de l'objet est lié à l'interaction entre le rayonnement X et les composants chimiques de l'objet. Rappelons les phénoménes en jeu. 4.4.2.1.1. Atténuation des photons Les photons X sont atténués selon une fonction exponentielle et l'on peut écrire la formule de la transmission : It = rayonnement transmis -x Io = rayonnement initial It = Io . e est le coefficient linéique d'atténuation. L'épaisseur joue par le paramètre x. Cette formule est valable quelle que soit l'énergie des photons, mais le coefficient a une valeur caractéristique avec chaque niveau d'énergie du photon (mesuré en keV). Or le faisceau primaire de rayons X est constitué de photons distribués sur un large spectre d'énergie. Par simplification, pour l'utilisation en radiodiagnostic, on assimile dans un premier temps un faisceau émis sous un Kilovoltage affiché (kVc ou kV crête) à un faisceau équivalent monochromatique d'énergie unique (keV) ; un générateur triphasé sous 100 kVc émet un rayonnement assimilé à un faisceau monochromatique de 50 keV, quoique ce rayonnement reste complexe et comporte de part et d'autre de cette valeur des rayonnements plus et moins énergétiques. 111 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.4.2.1.2. Variation d'atténuation avec la nature de l'objet La nature d'un objet varie selon les régions, os ici, muscle ou graisse là. La différence d'atténuation est liée à la différence du coefficient m ; cette atténuation peut se faire par effet photoélectrique dans l'os ou Compton dans le muscle. Selon le kilovoltage, les règles de l'atténuation et celles du contraste varient. Les différences de nature s'ajoutent aux variations d'épaisseur des régions anatomiques. Dans l'épaisseur traversée, des tissus trés différents sont rencontrés, peau, muscle, graisse, os, viscères ou air dans les cavités. L'atténuation totale est la somme des atténuations partielles. On peut décomposer l'objet et le recomposer en disposant en couches successives tout l'os, tout le muscle, toute la graisse, etc. Puis pour chaque couche, décomposer l'atténuation dans chaque couche par chacun des effets élémentaires (P.E., C., T.R.). La formule de transmission devient ainsi : ((1c * x1) + (1pe * x2) + (2c * x2) + (2pe * x2) + (3c ... It = Io e 1c est le coefficient Compton de la matière dont l'épaisseur totale est x1 1pe est le coefficient photoélectrique de matière dont l'épaisseur totale est 2c est le coefficient Compton de matière dont l'épaisseur totale est x2 où x1 etc..... en utilisant tous les types de matériaux avec leurs coefficients et épaisseurs spécifiques. 4.4.2.1.3. Formation de l'image En chaque point du film l'image est due, d'une part au rayonnement transmis (restant après atténuation), et d'autre part au rayonnement diffusé. 4.4.2.2. Le rôle du rayonnement X 4.4.2.2.1. Le spectre de rayonnement X Il est constitué essentiellement du : - spectre de freinage, continu ; spectre caractéristique, presque inexistant au-dessous de 70 kV (énergie de liaison de la couche K du tungstène), il représente 25% de l'énergie totale pour les kilovoltages élevés vers 130 kV. L'intensité du rayonnement passe par un maximum qui correspond approximativement à : - la moitié à deux tiers en eV du kilovoltage de crête pour un générateur triphasé : 40 keV pour un kVcrête de 80 kV ; - entre un tiers et la moitié pour les générateurs monophasés : 30 keV pour 80 kVcrête monophasé. La différence entre keV et kV est la suivante : - e keV est l'énergie physique du photon, e kV est le potentiel d'accélération des électrons qui créeront des photons qui ont tous un spectre d'énergie. 112 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les mesures physiques sont faites en keV, les radiologues manipulent des appareils gradués en kV. Ainsi le contraste est comparable lorsque l'on fait un cliché pulmonaire haute tension avec : - 115 à 120 kVc triphasé, ou 140 à 150 kVc monophasé. La qualité d'image n'est pas la même sur un os radiographié au même kVc avec les deux types de générateurs. Le seul cas où le rayonnement caractéristique est prédominant est la mammographie, où la cible de Molybdène est frappée par des électrons de 25 à30 keV et émet un rayonnement quasi monochromatique de 17 keV. 4.4.2.2.2. La filtration Elle est double : - filtration réglementaire supprimant la composante la moins énergétique du rayonnement qui ne jouerait aucun rôle dans la formation de l'image et irradierait (effets biologiques nocifs) les premiers centimètres de tissus exposés ; filtration additionnelle : pour des kilovoltages élevés, on peut ajouter quelques millimètres d'aluminium ou même associer 0,1 mm de Cuivre et 1 mm d'Aluminium et ainsi "durcissant le rayonnement" obtenir avec 120 kV crête triphasé filtré l'équivalent (dans la qualité de l'image) de 130 kVc ou 140 Kvc moins filtré. 4.4.2.3. Le rôle de l'épaisseur 4.4.2.3.1. CDA La formule d'atténuation exponentielle peut être simplifiée par la notion de couche de demi-atténuation ou CDA. À une énergie donnée, on mesure l'épaisseur de matière qui réduit de moitié l'intensité d'un faisceau de rayonnement ; si l'épaisseur de matière représente plusieurs CDA, l'intensité du rayonnement transmis diminue évidemment avec le nombre de CDA. Chaque CDA réduit de moitié, par définition : - 2 CDA réduisent à un quart (1/2 puissance 2), - 3 CDA réduisent à 1/8 (1/2 puissance 3), - n CDA réduisent à 1/2 puissance n. 4.4.2.3.2. Restriction à l'application de la CDA La notion de CDA implique que les photons aient tous la même énergie ; et que la matière soit homogène. Dès que le rayonnement est complexe, cette notion doit être manipulée avec précaution, puisqu'à chaque énergie et chaque composition chimique correspond une CDA ; elle est cependant très commode d'emploi même si elle est physiquement approximative. Exemple de l'atténuation par l'Aluminium de diverses énergies de photons et épaisseurs d'AL : % des photons absorbés. Énergie des photons keV 10 20 30 40 Épaisseur d'Aluminium 1 mm 100 58 24 12 2 mm 100 82 42 23 113 3 mm 100 92 56 32 10 mm 100 100 93 73 Imagerie par les rayons X et radioprotection 50 60 80 100 8 6 5 4 16 12 10 8 22 18 14 12 57 48 39 35 Tableau 22 On peut donc reconnaître à la fois les variations rapides de CDA, moins de 1mm à 20 keV (mammographie), 2 mm à 30 keV, 8 mm approximativemnt à 50 keV. 4.4.2.3.3. Variation de l'épaisseur de la CDA L'épaisseur de la CDA augmente lorsque l'énergie des photons augmente. On peut utiliser pour un premier raisonnement en radiodiagnostic les valeurs suivantes pour des tissus hydriques (muscle ou viscère) : - à basse tension vers 60 kVcrête, 1 CDA mesure 3 cm environ ; vers 130 kV, 1 CDA vaut 5 à 6 cm. Cette notion est en rapport avec les termes de rayonnement "dur ou mou", le rayonnement "mou" traversant difficilement les tissus, alors que le rayonnement à tension plus élevé serait plus "pénétrant". Ces termes doivent être considérés comme désuets et imprécis, d'autant plus que l'on parle aussi de clichés trop "pénétrés" pour des clichés surexposés à une tension (ou une énergie) correcte. Le terme de RX mous est utilisé par les physiciens pour les RX voisins des UV émis sous une différence de potentiel de 10 kVc ou moins et ne devrait pas être utilisé en radiodiagnostic. 4.4.2.3.4. Influence de l'épaisseur sur le rayonnement transmis - - Un abdomen est épais de 18 cm ; à 60 Kv (1 CDA = 3 cm environ) le rayonnement transmis est 1/2 6 soit 1/64. De combien doit-on corriger l'exposition, au même kV pour un sujet épais de 24 cm, soit 6 cm de plus (ou 1/3 d'épaisseur supplémentaire !) ? Ajouter deux CDA oblige à quadrupler le nombre de mAs. Ce même abdomen étudié à haute tension où une CDA vaut 6 cm, fait que le rayonnement transmis par 18 cm est 1/8 à 60 kV et que pour 24 cm il suffit de doubler les "constantes". On comprend que l'on soit obligé d'utiliser une énergie élevée (ou une tension ou un kVc élevé) lorsque l'épaisseur de tissus traversés augmente, même si l'on souhaitait exploiter les avantages pour le contraste d'une basse tension. 4.4.2.3.5. Relation contraste / différence d'épaisseur Comparons sur le schéma ci-dessous le contraste entre les rayonnements transmis à haute et basse tension pour des zones ayant la même différence d'épaisseur. 114 Imagerie par les rayons X et radioprotection Io 60 KV 1 CDA 3 cm In = Io (1/2)n Io 130 KV 1 CDA 6 cm In Figure 50 : relation entre énergie et épaisseur. Le contraste d'épaisseur diminue lorsque l'énergie augmente. Le contraste radiant est : - très sensible aux différences d'épaisseur à bas kVc, moins sensible aux différences d'épaisseur à haut kV. 4.4.2.3.6. Application pratique Sur un cliché d'abdomen, la zone périombilicale paraît correctement exposée ; par contre les flancs sont trop noirs ; comment équilibrer les contrastes ? Si l'on diminue seulement les mAs pour mieux analyser les flans, la zone centrale devient trop blanche ; il faut augmenter les kV en diminuant les mAs pour diminuer le contraste entre les zones dont l'épaisseur est trop différente. Ce phénomène est l'une des raisons de l'emploi de la haute tension en radio pulmonaire ou dans la radio digestive simple contraste. Les films, les filtres peuvent également servir à corriger les contrastes excessifs. D'autre part, si une même dose de rayonnement au niveau du film produit le même noircissement, la dose absorbée par les tissus est moindre à haute tension (puisque la transmission est supérieure) bien que le rayonnement diffusé soit plus important. Utiliser une haute tension diminue la dose absorbée par les tissus pour un volume identique 4.4.2.4. Influence de la nature des tissus 4.4.2.4.1. Le coefficient linéique d'atténuation L'atténuation liée à l'épaisseur de tissu traversé est la somme de trois coefficients. 115 Imagerie par les rayons X et radioprotection PE iode os 1000 100 eau 10 Compton graisse 1 PE 10 30 100 KeV 50 Figure 51 : coefficient linéique d'atténuation. Atténuation photoélectrique. C Z3 3 Compton varie peu avec l'énergie, avec la nature. Thomson varie peu avec l'énergie, 5 à 10 % du total. Le coefficient dû à l'effet photoélectrique est proportionnel à : - la troisième puissance du numéro atomique, la troisième puissance de la longueur d'onde (inverse de l'énergie), un coefficient C dépendant de l'orbite électronique. Ainsi l'atténuation est multipliée par 8 si le numéro atomique est multiplié par 2 ou si l'on divise le Kilovoltage par 2. L'effet photoélectrique est prédominant dans l'atténuation des RX à basse et moyenne tension pour les tissus hydriques et graisseux. On utilise le numéro atomique Z (nombre d'électrons par atome), mais les tissus sont formés d'atomes d'éléments différents. Elément Hydrogène Carbone Azote Oxygène Aluminium Phosphore Calcium Symbole H C N O Al P Ca 116 Z 1 6 7 8 13 15 20 Imagerie par les rayons X et radioprotection etc. Tableau 23 On peut assimiler un tissu relativement homogène (foie, rein, graisse, muscle, cerveau, etc) à un corps chimique ayant le même coefficient d'atténuation (même épaisseur de demi atténuation). Ce coefficient équivalent ou Z équivalent peut être calculé ou mesuré, à partir des proportions de chaque composant. On peut proposer les valeurs suivantes : Graisse : Eau, viscère, muscle Os compact Os spongieux Z équivalent 6,4 environ 7,4 environ 12 à 15 dépend de la proportion de graisse médullaire autant que de la densité des travées. Tableau 24 Ces valeurs très grossières utilisées en radiologie courante sont bien mieux exploitées par la notion de coefficient de Hounsfield en TDM qui distingue des différences entre des tissus tels que substance grise et blanche du cerveau, ou foie et rate qui ne sont pas distingués en radiologie classique. - Coefficient dû à l'effet compton Il diminue légèrement lorsque l'énergie des photons croît et dépend de la densité de la matiére en électrons. En fait, il est presque indépendant du numéro atomique, mais bien plus sensible à la différence entre tissu et air. - Coefficient dû à l' effet Thomson-Rayleigh (diffusion sans changement de longueur d'onde) Il est quasi indépendant de la nature atomique et de l'énergie, et ne représente que moins de 10% du total et que nous négligerons. 4.4.2.4.2. Rôle des effets physiques sur l'atténuation Sur les graphiques ci-dessous, nous simplifierons le problème en étudiant leurs parts respectives à des valeurs d'énergie différentes. On reconnaît la décroissance du coefficient lié à la distance traversée (ou probabilité d'atténuation) en fonction de l'énergie des photons ou du Kilovotage d'émission. Ces coefficients diminuent avec l'énergie selon une courbe différente, décroissance rapide et liée à la nature chimique pour l'effet P.E., presque indépendante de l'énergie pour l'effet Compton. 117 Imagerie par les rayons X et radioprotection A B I 1000 1000 100 C 100 10 10 C compton 1 1 PE 10 20 30 40 10 20 30 40 50 50 90 Figure 52 : contraste selon l'énergie. A)/ Très basse énergie - 20 KeV. PE prédominant, contraste, graisse, viscères, os, mammo, extrémités. B) Énergie moyenne - 40 KeV. Tissus mous : compton important, contraste, os, tissus mous, racines des membres, rachis. Lorsque l'énergie croît, la transmission est supérieure (CDA plus épaisse). C) A haute tension > 50 KeV - Effet compton prédominant, peu de différence entre tissus, contraste air tissu, seul I et Ba gardent un PE. Très bonne transmission atténuant l'influence de l'épaisseur. • Très basse énergie (moins de 50 kVc) : l'effet photoélectrique prédomine sur l'effet Compton dans tous les tissus, graisse, viscères, os ; l'atténuation dans l'os (Z équivalent de l'ordre de 14) est 10 fois plus importante que dans l'eau (muscle ou viscères) ; l'atténuation dans l'eau (Z équivalent = 7,4) est 1,5 fois plus grande que dans la graisse ( Z équivalent = 6,4) car : 7,4 3 = 405 et 6,4 3 = 262 Le contraste est donc élevé entre graisse et eau et entre eau et os. C'est le domaine privilégié de l'étude des tissus mous si l'épaiseur le permet : mammographie, radio des tendons, radio des parties molles périarticulaires, mais aussi des structures osseuses si l'on ne désire pas étudier les tissus mous dans le même temps, car le contraste d'ensemble est trop élevé. Le contraste lié à des différences d'épaisseur est trés élevé, puisque la CDA mesure 1 à 2 cm : ce qui est utile pour distinguer des objets fins (larynx), mais gêne l'analyse de régions anatomiques dont les contours sont trop mouvementés (épaule, jonction thoraco-abdominale). L'exposition est très sensible à de faibles différences de kV. Le passage de 40 à43 kVc produit le même effet de noircissement global que le passage de 60 à70 kVc (équivaut au doublement des mAs). C'est le domaine privilégié de l'étude des structures graisseuses que ce soit au contact des articulations (triangle de Kager de la cheville ou triangle graisseux du coude) ou dans la mammographie où l'on abaisse 118 Imagerie par les rayons X et radioprotection au maximum le kilovoltage (25 kVc aidé d'une cible en Molybdène ou 30 kVc sur une cible Tungstène filtré par du Molybdène). •Basse et moyenne tension : vers 75 kVc monophasé ou 60 kVc triphasé soit un peu moins de 30 keV d'énergie "moyenne" des photons. Dans l'eau et les tissus mous, l'effet Compton devient aussi important que l'effet photoélectrique ; eau et graisse se distinguent moins à mesure que l'énergie des photons croît, donc le contraste diminue entre eux. L'effet photoélectrique reste prédominant dans l'os, et nettement plus marqué que dans les tissus mous. Ce domaine est celui de l'étude de l'os surtout si l'on désire reconnaître simultanément les tissus mous, le contraste excessif rencontré à plus faible voltage se réduisant. La couche de demi atténuation est plus épaisse et le rôle de l'épaisseur dans le contraste diminue ; le temps de pose devient acceptable, même pour le squelette du tronc (sauf peut-être pour les sujets épais ou le rachis lombaire de profil, où il devient nécessaire d'augmenter l'énergie vers 80 kVc. • Haute tension : à partir de 110 kVc en monophasé, l'effet Compton apparaît important dans l'os, c'est dire que l'atténuation dans l'os se rapproche de celle que subit l'eau. A trés haut kV, (>200kVc filtré), l'os prend une opacité proche de celle de l'eau et sur un cliché thoracique l'on ne distingue plus les côtes mais seulement le contraste entre les tissus et l'air : La haute tension réduit le contraste os - tissu mou privilégie le contraste tissu mou - air Simultanément, le temps de pose est réduit (car les mAs diminuent rapidement) et les différences d'épaisseur ne produisent que des différences de contraste minimes. 4.4.2.5. Les produits de contraste artificiels L'iode et les sels de Baryum sont les produits de contraste positif les plus employés, l'air constitue un contraste négatif. Deux particularités sont retenues. 4.4.2.5.1. Le numéro atomique Pour l'iode Z = 53 et le Baryum Z = 56 Loin des Z efficaces des tissus mous (6,5 à7,5), même l'os (11 à13), l'opacité, à épaisseur équivalente, de l'iode et du Baryum est très élevée ; en fait, ces corps sont utilisés injectés ou absorbés dans l'organisme (Iode). On insiste sur la "discontinuité d'atténuation de l'iode" à 33 keV. L'énergie de liaison de la couche K de l'iode est 33 keV. Si l'énergie du photon est inférieure à cette valeur l'effet PE se fait avec la couche L et décroît régulièrement lorsque l'énergie augmente jusque vers 33 Kev ; puis pour cette valeur limite, l'effet PE se fait avec la couche K et le coefficient d'atténuation croît brutalement (rôle du coefficient C de la formule d'atténuation à revoir dans le cours de physique) pour décroître à nouveau. Ainsi juste au-dessus de 33 keV (60 kVc environ) le coefficient PE passe par un maximum. Il paraît logique de conseiller pour avoir le contraste iodé maximal de travailler à cette valeur ; on doit cependant se rappeler que le faisceau X est complexe et que même à 70 ou 80 kVc, une partie de l'énergie avoisine 33 Kev. Travailler vers 60 kVc reste une bonne règle pour optimiser le contraste entre voies urinaires de l'UIV et tissus mous. Le contraste de la radiculographie sur le rachis n'est pas toujours aussi bon car l'os reste trop opaque à 60 kV et l'on optimise le contraste de la radiculographie avec le rachis vers 70 à 85 kVc, en particulier pour un sujet jeune et très minéralisé. 119 Imagerie par les rayons X et radioprotection En angiographie numérisée, il faut oublier la discontinuité de l'Iode, car le contraste des images brutes osseuses (crâne) est excessif et crée des difficultés de soustraction : travailler plutôt vers 70 à 80 kV. 4.4.2.5.2. L'épaisseur de la CDA Elle augmente pour les énergies élevées. Le Baryum a spontanément une très forte opacité ; cependant en diminuant la concentration de sel de Baryum, il est possible à haute tension en radiologie digestive simple contraste, d'obtenir des images de tonalité du contenu baryté du côlon ou du corps gastrique selon l'épaisseur traversée ; une image d'addition ou de soustraction sur une face peut ainsi être reconnue à travers 3 à 4 cm d'épaisseur de Baryum. Inversement pour les examens en double contraste digestif, le produit de contraste ne représente qu'une épaisseur millimètrique, plus facilement traversée par le rayonnement et l'on doit alors privilégier un Kilovoltage moyen procurant à la fois contraste et temps de pose assez court, tout en utilisant la concentration maximale du Baryum. 4.4.2.5.3. Concentration des produits de contraste iodés En solution dans le plasma, elle est très variable, puisque les produits injectés par voie intraveineuse se diluent dans la circulation sanguine, puis les espaces interstitiels. - 300 à 400 mg d'Iode élément par millilitre dans la spécialité pharmaceutique injectable. 50 à200 mg / ml dans le sang au lieu d'injection d'une angiographie : en effet le débit de l'injecteur est une fraction du débit du vaisseau et le produit de contraste se dilue. Ensuite à mesure que le produit se répartit dans des espaces plus étendus, lit vasculaire puis espaces extracellulaires, extravascuclaires et enfin espace cellulaire (de manière limitée) la concentration iodée diminue pour n'atteindre que quelques fractions de milligramme par millilitre. La concentration augmente dans la sécrétion urinaire de sorte que l'urine contient 3 à 4 mg par millilitre, éventuellement moins lorsque les urines sont diluées par une bonne hydratation. Or, l'opacité de la cavité contenant une solution iodée est liée à la quantité d'iode rencontrée par le rayonnement X. Autrement dit, on obtiendra la même opacité dans les conditions suivantes : - 1mm d'épaisseur de solution injectée à - 3 mm dans une artère contenant - 100 mm d'urine concentrée - > 300 mm diluée à 300 mg / ml, 100 mg / ml, 3 mg / ml, <1 mg / ml. Ce qui explique les différences d'opacité des structures vasculaires ou parenchymateuses aux divers temps d'examen et la possibilité d'exploiter un contraste invisible en radiologie traditionnelle par les méthodes modernes d'imagerie, angiographie numérisée ou TDM qui rehaussent le contraste. L'iode n'est donc pas opaque dans l'absolu mais l'exploitation de son contraste est liée à une bonne compréhension des phénomènes physiques et de concentration dans les tissus. 4.4.2.5.4. Proportion des divers effets selon l'énergie On simplifie parfois en disant que, à basse tension, on exploite l'effet P.E. et à H.T. l'effet Compton. Les graphiques des figures ci-dessous montrent l'influence de la matière sur le mécanisme d'atténuation. Dans l'os compact et à 60 keV la proportion est la suivante : - Atténuation par effet Thomson-Rayleigh - Photoélectrique - Compton 10% 30% 60% 120 Imagerie par les rayons X et radioprotection On peut aussi voir les variations correspondantes dans les tissus hydriques ou l'Iode. Pour l'iode, on reconnaît l'influence relative de la discontinuité à 33 keV. À toutes les énergies, tous les effets existent et en particulier le rayonnement diffusé est présent. 100 % PE PE PE C 50 % 10 % 20 KeV 60 100 KeV 20 60 33 100 KeV os iode eau Figure 53 : Proportions relatives de photoélectrique, Compton, Thomson, en fonction de l'énergie, de la nature des tissus. mg/ml 300/160 100 - 200 50 1,5 20 P roduit de contraste Ampoule Artère voie artérielle Artère voie veineuse Viscères après 99 minutes Urine concentration 10 mm 1 mm 300 mg/ml 100 mm 30 mg/ml 3 mg/ml Figure 54 : atténuation de l'iode. L'atténuation par l'iode est liée à la quantité d'iode traversée, donc à la concentration. 1 mm d'épaisseur de produit de contraste pur atténue comme 100 mm d'iode dilué à 3 mg/ml. 4.4.3. Le Rayonnement diffusé Le contraste radiant, outre le rayonnement transmis, comprend une quantité importante de rayonnement diffusé. 4.4.3.1. Origine physique On a vu la participation des divers effets selon le kilovoltage ; chaque effet crée le rayonnement diffusé de manière différente. L'effet Thomson-Rayleigh, diffusion sans changement d'énergie, représente environ 10% à toutes les énergies de l'atténuation, ce rayonnement subit ensuite les mêmes phénomènes que le rayonnement primaire, donc produit un peu de rayonnement diffusé. L'effet photoélectrique, est à l'origine d'un rayonnement induit. L'atome qui a perdu un électron revient à l'état fondamental avec émission de rayonnement caractéristique dont l'énergie est l'énergie de liaison des électrons de l'atome intéressé ; or les atomes les plus courants dans les tissus biologiques, H, C, N, O ont une énergie de liaison très faible, inférieure au keV, donc un rayonnement secondaire qui est immédiatement absorbé et ne représentera aucun rayonnement diffusé. 121 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'effet Compton représente la majeure partie du rayonnement diffusé : ce rayonnement se distribue dans toutes les directions de l'espace, avec une légère prédominance pour les directions dans le sens du rayonnemnt initial. La perte d'énergie est relativement limitée (elle augmente avec l'angle de déflexion, pour 90° elle atteint 5 keV pour 50 keV et 30 keV pour 150 keV), de sorte que ce rayonnement diffusé a des caractères assez proches du rayonnement initial. C'est la source essentielle, mais non exclusive du rayonnement diffusé. 4.4.3.2. Quantité de rayonnement diffusé L'intensité du rayonnement diffusé croît avec : - l'énergie du rayonnement, le volume irradié et donc : - la surface de section du faisceau avec l'objet (ou le champ couvert), - l'épaisseur traversée. 4.4.3.3. Influence du rayonnement diffusé Les RX diffusés constituent un bruit s'ajoutant au signal formé par le rayonnement direct, plusieurs fois le rayonnement direct pour des surfaces importantes. L'image formée par le faisceau radiant est donc mauvaise le plus souvent et l'emploi de moyens d'antidiffusion est donc indispensable. 4.4.4. Contraste radiant et pré-film 4.4.4.1. Composition du rayonnement à la sortie de l'objet - Rayonnement transmis porteur de l'image, traduisant le contenu de l'objet, proportion assez faible de l'énergie incidente (quelques pour cent). Rayonnement diffusé qui peut représenter plusieurs fois l'intensité du rayonnement direct transmis, qui en diminue le contraste. Ce mélange peut être corrigé par les moyens d'antidiffusion, grilles fixe ou mobile, distance, choix de récepteur : voir le cours correspondant. 122 Imagerie par les rayons X et radioprotection 1000 photons 1 cm d'eau 40 KeV 650 47 KeV 474 52 KeV 365 288 57 KeV Augmentation de l'énergie moyenne du faisceau Diminution du nombre des photons Figure 55 : filtration d'un faiseau de rayons X par les tissus traversés. Si l'on choisit l'eau comme tissu, dans les premiers centimètres traversés, le spectre de freinage est modifié : - le nombre de photons diminue, - l'énergie moyenne du faisceau augmente. Le rayonnement qui est absorbé transfère son énergie aux tissus. 4.4.4.2. Autres causes de détérioration D'autres modifications de l'image peuvent survenir. Entre autre, les accessoires de support du malade, plateau de table, chambres d'exposeur automatique participent à l'atténuation et à la diffusion du rayonnement. 4.4.4.3. Influence des particularités du faisceau Dans la traversée de l'objet, il faut enfin associer les particularités du faisceau dans sa répartition spatiale. - Le faisceau est hétérogène à la sortie du tube : effet talon d'anode ; Les accessoires qui modifient le rayonnement primaire, localisateur, filtre de correction du rayonnement de l'énergie moyenne du rayonnement ou de sa répartition spatiale (filtre d'épaule ou de poumon). 4.4.4.4. Le contraste porté par le faisceau à la sortie de la grille Il comprend un rayonnement transmis altéré et une composante de rayonnement diffusé ; la grille elle-même peut introduire des artefacts complémentaires (effet grille de décentrage). 4.4.5. Contraste du film 123 Imagerie par les rayons X et radioprotection Nous avons étudié dans les cours sur le film et son traitement et sur les écrans renforçateurs le problème de la traduction des variations d'intensité du rayonnement X sur le film ; nous les citerons seulement : - Type de film haut ou bas contraste : le bas contraste procurant une plus grande latitude d'exposition. Développement, sous-développement diminuant le contraste. 4.4.6. Problèmes de lecture Le négatoscope est souvent l'élément faible dans la chaîne du contraste. Les conditions techniques de lecture jouent un rôle important que ce soit la puissance de la surface de lecture, le négatoscope ou le projecteur. À ce stade, les problèmes physiologiques ou psychophysiologiques jouent un rôle important 4.4.6.1. L'œil ne peut déceler qu'un nombre limité de niveaux de gris (12 à 16) dans une plage où le noircissement a une amplitude de 50 entre maximum et minimum. 4.4.6.2. Les éléments distractifs Ils peuvent gêner la reconnaissance, alors qu'une image simple ou connue ou un diagnostic attendu faciliteront la lecture. Les matériels modernes, soustraction, étude en coupe (écho ou TDM) simplifient les images, rehaussent les contrastes et facilitent la découverte d'anomalies qui seraient invisibles sur des examens classiques. 4.4.6.3. L'éblouissement Par une lumière de voisinage, il diminue le contraste. 4.4.6.4. Réflexions Les lumières plafonniéres dans la pièce où l'on interprète se réfléchissent souvent sur le film et diminuent le conrtaste de l'image. 4.4.6.5. Normes des négatoscopes Certaines règles sont imposées en Allemagne et seront certainement étendues à la communauté européenne : - Température de couleur = 6500 °K luminance supérieure à 1700 cd / m2 au centre Uniformité de luminance et à 8 cm des bords la luminance de doit pas dévier de plus de 30% par rapport au centre. L'effet stroboscopique doit être réduit (la fréquence de 50 Hz donne un scintillement qui disparaît à 100 Hz Il est recommandé de s'équiper d'au moins un négatoscope à diaphragme pour éviter l'éblouissement par les bords et obtenir un meilleur contraste 4.4.7. Comment modifier le contraste 4.4.7.1. Catégories de contrastes Sur un cliché de crâne de profil, on peut distinguer deux types de contrastes. 124 Imagerie par les rayons X et radioprotection - - Entre le rocher, zone claire sur le film et les os propres du nez, zone noire, on pourrait poser le problème de reconnaître une fracture de la région fronto-nasale. La majorité des clichés ne permet pas l'étude simultanée de ces deux régions ; comme il s'agit des extrêmes de densité du film, on désigne ce contraste comme contraste d'ensemble ou contraste extrême. Dans la région temporale, la reconnaissance des détails d'un trait légèrement plus noir (donc correspondant à une discrète diminution de l'opacité radiologique de la voûte), peut être difficile, fracture, vaisseau méningé ou rien, car les nuances sont faibles. On parle alors de contraste de détail ; celui-ci peut être faible comme dans l'exemple donné, ou élevé si la fracture est manifeste. Ce contraste de détail est celui d'une image fine pulmonaire, d'un petit vaisseau en artériographie, d'un flou de plateau vertébral dans une spondylodiscite, etc.. Ces deux types de contraste sont généralement contradictoires : réduire le contraste d'ensemble réduit le contraste de détail et inversement ; il est donc nécessaire de définir avant de réaliser un cliché ce que l'on attend de celui-ci, haut contraste sur un type de détail ou au contraire exploration d'ensemble d'une région anatomique. 4.4.7.2. Augmentation du contraste Augmenter globalement le contraste privilégie le contraste de détail puisque l'on améliorera le contraste entre deux structures voisines de densité peu différente ; par contre les contrastes extrêmes auront tendance à s'accroître et donc on pourra sur un cliché de membre analyser, soit l'os, soit les parties molles, mais jamais les deux à la fois. Les moyens sont variés : - film à haut contraste ; développement au gamma maximum ; abaisser le Kilovoltage sur le générateur ; en augmentant les mAs selon la règle empirique : toute variation de 15% des kV est compensée par une variation en sens inverse dans un rapport 2 des mAs ; diminuer l'épaisseur, si cela est possible, par une compression : la zone étant moins épaisse, il est possible, utilisant le même nombre de mAs (donc mêmes foyer et temps de pose) d'abaisser les kV ; la soustraction photographique et les méthodes numériques de traitement de l'image aboutissent au même résultat. 4.4.7.3. Diminution du contraste On recherche alors à mieux analyser l'ensemble de l'image, les limites aussi bien que le centre, à diminuer l'importance des différences d'épaisseur, à voir l'os aussi bien que les zones paraarticulaires. Les moyens sont plus nombreux. - - Inverses des précédents : augmentation des kV, film bas contraste, sous développement éventuellement. Compensation des différences d'épaisseur : - soit par des sacs de farine (la farine produit biologique a une composition et donc une atténuation voisine des tissus hydriques humains) qui moulent les contours, sans laisser de vide ni créer d'effet silhouette par des bords trop abruptes : on peut aussi utiliser de la poudre de purée de pomme de terre qui passe moins à travers les malles du sac, ou de l'eau dans un sac plastique mais attention aux inondations ou metttre à tremper une main dans un bac rempli de mélange eau 50% + alcool 50% dont l'opacité est intermédiaire entre eau et graisse ; - soit plus globalement par des filtres d'aluminium en forme de coin pyramidal (membres inférieurs en pangonogrammme) ou conique inversés pour le crâne, plus complexes pour l'épaule, le poumon ou les troncs supra aortiques en angiographie. Utilisation d'écrans renforçateurs de rapidité variable (membres inférieurs ou rachis dorsal de profil). 125 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.4.8. Conclusion La sélection des paramètres des clichés ne doit pas être réduite à des automatismes. C'est probablement le domaine où les idées fausses et les opinions simples mais définitives sont le plus présentes. L'utilisation de plus en plus courante d'artifices techniques, filtres compensateurs, films à contrastes différents (3 groupes de contrastes pour certains fabricants), produits de contraste confirme l'intérêt d'une bonne connaissance des éléments qui y contribuent. 4.5. Grain - granularité - moutonnement Lorsque l'on regarde de près ou à la loupe une image radiographique, celle-ci apparaît comme faite de grains distincts de petite taille ; c'est la granulation du film. 4.5.1. Causes du grain Les facteurs de grain sont nombreux : - moutonnement quantique, distribution des grains d'Argent dans le film, contraste du film, taille et distribution des grains des écrans. 4.5.1.1. Moutonnement (fluctuation) quantique Dans les zones claires, transparentes du film, le fond de l'image paraît irrégulier, sans que l'on distingue de points précis de densité ou de clarté ; c'est le moutonnement. Ce moutonnement est dû à la dispersion irrégulière de photons peu nombreux sur la surface du récepteur. L'exemple classique est celui d'une pluie peu intense sur une large surface ; la répartition des taches d'eau est irrégulière, parfois concentrée, parfois plus dispersée. A mesure que la pluie se renforce, la répartition s'égalise jusqu'à former un voile continu. Car la répartition des gouttes n'est pas géométrique mais aléatoire. On admet par simplification que la moyenne de gouttes pour une unité de surface étant N la distribution est gaussienne et le nombre de gouttes varie comme N +/- racine de N. 4.5.1.2. Grain du film Le grain argentique du film mesure quelques micromètres ; il est donc invisible à l'œil nu. La distribution des grains après révélation varie avec : - La taille propre des grains qui est plus importante avec les films rapides, mais aussi liée à la forme tabulaire ou prismatique ramassée. - La durée de développement et les caractéristiques de la chimie. - La densité de l'image en ce point. 4.5.1.3. Grain d'écran Les grains de l'écran renforçateur sont plus volumineux que ceux du film voisin de 50 à 100 mm ; mais chaque grain luminescent de l'écran est enrobé dans un liant qui limite la dispersion de lumière. Le phénomène de Cross-over, exposition de l'émulsion opposée à travers le support du film, participe aussi à ce moutonnement. Le contact entre écran et film intervient aussi 4.5.1.4. Conditions visuelles 126 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le grain et reconnu à une certaine distance, souvent il est nécessaire de regarder à très faible distance pour le reconnaître ; la distance de vision normale, 40 à 50 cm doit servir de référence. Cependant les clichés mammographiques regardés habituellement à la loupe ont un grain apparent plus présent que les films courants. Effectivement, la lecture de mammographies montre l'influence pour voir ce grain ou les microcalcifications, d'un éclairage précis du négatoscope, de la qualité de l'éclairage environnant. 4.5.2. Évaluation de la granularité 4.5.2.1. Évaluation visuelle La distance à laquelle le grain ou le moutonnnement quantique disparaît est une indication de la taille et l'intensité de ce grain ; ce terme étant réservé à cette donnée subjective. 4.5.2.2. Évaluation par microdensitomètre Le microdensitomètre mesure la densité du film sur une zone sensible de quelques microns carrés de surface le long d'une ligne d'analyse ; il fournit ainsi les variations de cette densité en rapport avec le nombre de grains présents dans la zone d'analyse. Le résultat est donné sous forme d'une courbe avec une valeur moyenne et des pics supérieurs et inférieurs à cette moyenne. Cette mesure est la granularité. 4.5.2.2.1. Granularité et déviation standard Cette méthode (Selwyn Ganularity ou RMS Granularity ou RMS = Root Mean Square) donne donc une valeur statistique de cette granularité à partir des mesures de chacun des pics enregistrés. Il est évident que la taille de la fenêtre d'analyse du microdensitomètre intervient dans le résultat. 4.5.2.2.2. Spectre de Wiener Cette méthode passe par le spectre de Fourier de l'enregistrement micro-densitométrique utilisé ci-dessus donc sur la composition de fréquence spatiale de ce signal qui pourra être ensuite traitée et analysée plus finement. 4.5.3. Autres récepteurs Ampli de luminance Le grain de récepteur est retrouvé avec l'amplificateur de luminance : la composante de fluctuation quantique peut devenir prédominante, en particulier en radioscopie. L'évolution vers des récepteurs plus sensibles aggrave ce phénomène. Radiologie numérique Inversement l'image numérique qui intègre chaque fois dans un pixel une surface très supérieure à celle vue à la loupe donne un signal plus lissé, moins granulaire. Scanographe Le grain de l'image d'un scanographe a une nature différente. Chaque pixel a une surface importante donc homogène. Par contre les aléas de reconstruction attribuent des valeurs différentes à des pixels voisins donc donnent un aspect de grain grossier. 4.5.4. Relations entre facteurs de qualité d'image 127 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les trois caractères principaux de qualité, netteté, contraste, grain évoluent en association mais de manière complexe. La netteté augmente quand le grain diminue. Le grain augmente quand la rapidité augmente. A égalité de rapidité d'un couple film-écran, la qualité du film (grains de BrAg normaux et tabulaires) joue un rôle important. Le spectre de Wiener est une méthode complexe, réservée à un laboratoire mais elle permet de comparer objectivement l'évolution des performances d'un système, évolution d'une FTM d'un couple film-écran et du spectre de Wiener dans diverses conditions, aboutissant à des compromis plus efficaces que d'autres. 4.5.5. Taille d'une matrice numérique La taille d'une matrice numérique peut présenter des analogies avec le grain d'écran. Supposons une matrice 512 avec un Amplificateur de luminance de 30 cm. La dimension du pixel est 300 mm / 512 soit environ 0,6 mm de côté. Si nous utilisons ce système pour radiographier une colonne lombaire, l'agrandissement est dans le rapport 4 / 3, le flou géométrique avec un foyer de 1,2 mm vaut 0,4 mm, donc inférieur à la taille d'un pixel. Un pixel d'une zone peu exposée reçoit un petit nombre N de photons. Si nous passons sur une matrice 1024, tous autres éléments restant identiques, le flou géométrique ne change pas mais devient plus grand que la taille du pixel, le nombre de photons reçu par un pixel quatre fois plus petit est divisé par 4 et si ce nombre était petit la fluctuation quantique devient plus importante. Si cette image est utilisée en vasculaire pour une soustraction, les deux fluctuations quantiques qui s'ajoutent se renforcent. L'image risque donc de n'être pas meilleure, mais moins bonne alors que l'on a choisi une matrice "supérieure". Dans ces cas le choix d'un petit foyer pour diminuer le flou géométrique et d'une augmentation de mAs pour augmenter le nombre de photons est indispensable pour améliorer la qualité. 4.6. Critères de qualité d'une image radiologique L'image photographique (ou sur écran) représente imparfaitement la réalité de l'objet radiographié. Il est souhaitable de bien définir les critères de jugement de ces images ; certains points sont accessibles à un opérateur, directement par l'examen du cliché, d'autres font appel à des moyens techniques plus complexes. On ne doit pas séparer les performances physiques dont nous parlons ici des performances de l'œil. Est-il utile que les appareils fournissent des images plus fines que ce que l'œil peut distinguer ? 4.6.1. Netteté Les termes de définition, résolution, netteté sont utilisés indifféremment, mais à tort, pour décrire la qualité de netteté d'image. Ces termes correspondent à diverses méthodes de radiographie d'objets tests. 4.6.1.1. Étude du plus petit objet visible Des fils métalliques de calibre décroissant (5/10, 3/10, 2/10, 1/10, 5/100 de mm) sont disposés sur la cassette à son contact, ou à une distance correspondant à la topographie moyenne de la structure anatomique que l'on doit examiner. Le plus petit fil visible donne une certaine estimation de définition, encore qu'un fil très fin mais opaque soit visible même s'il est au-dessous de la limite de résolution de l'œil. 4.6.1.2. Plus petite fente visible entre deux lames opaques Il est difficile de régler des écartements sub-millimétriques, à moins de disposer d'appareils spécialisés coûteux ; plus simplement on peut disposer deux lames de rasoir formant un angle, partiellement 128 Imagerie par les rayons X et radioprotection superposées et collées sur un support rigide non opaque ; le flou au niveau de l'entrecroisement permet une comparaison entre appareillages. 4.6.1.3. Les mires de résolution Ce sont des appareillages professionnels, relativement coûteux, mais dont disposent les techniciens des sociétés assurant la maintenance du matériel, formé de groupes de bandes alternativement opaques et transparentes aux RX, dont la largeur et l'espacement sont connus, disposés en séries de taille croissante (une mire de résolution selon le même principe existe sur les mires de télévision). Il est assez facile de reconnaître les limites de résolution que l'on traduit par N paires de ligne par cm. Au-delà de cette limite bandes noires et claires sont confondues en une zone grise. Diverse variantes de ce système sont utilisées, mires parallèles, convergentes ou en étoile. Leur interprétation ne peut être faite sans précautions (fausses résolutions liées à l'hétérogénéité du faisceau X par exemple.). 4.6.1.4. En pratique Plutôt que la recherche de résultats absolus, il est préférable de comparer les résultats de l'installation litigieuse à ceux d'une installation de référence jugée performante. Il vaut mieux comparer les résultats en position de fonctionnement (mire placée à 12 ou 15 cm du film, comme le seraient des vaisseaux) qu'admirer la résolution au contact du film ; on fera ainsi intervenir des facteurs imprévus tels que vibration, dimension de foyer. 4.6.2. Contraste Les paramètres intervenant sont multiples ; il faudra s'efforcer de ne conserver qu'une seule variable lors d'un essai comparatif (film seulement, ou écran, ou révélateur etc). 4.6.2.1. Le pénétramètre Il est constitué de lames homogènes de cuivre ou d'aluminium superposées avec un décalage créant des épaisseurs croissantes dont l'image est formée d'une série de plages de densité décroissante. Un seul cliché ou des clichés comparatifs permettent des évaluations multiples : - La comparaison de sensibilité de films : par rapport à un film connu, on s'efforce d'obtenir sur le film nouveau le même noircissement sur les mêmes degrés. - L'appréciation de l'étendue de latitude de noircissement : combien de plages différentes compte-t-on entre le blanc et le noir extrême, et cela avec des films, des kV, des générateurs différents ? 4.6.2.2. Les fantômes Objet de composition variée rappelant les structures anatomiques. Ils permettent des évaluations diverses, plus proches de la réalité : fantôme kodak I.T.O. pour la mammographie, fantômes anthropomorphes 3M, etc. 4.6.3. Fonction de transfert de modulation (FTM) La FTM fournit une représentation chiffrée et graphique des qualités simultanées de contraste et de netteté. Netteté et contraste sont liés : la définition avec des fils minces d'aluminium et des fils d'argent ne donne pas la même valeur, un objet plus opaque sera plus visible à calibre égal et sera encore reconnu pour un calibre plus fin . On peut même dire que la résolution d'un système émetteur varie avec le contraste du film utilisé comme récepteur. La mesure de résolution par mire peut être très trompeuse si l'on utilise un seul nombre, la fréquence, sans référence au niveau de contraste. La nature modulée des signaux visuels n'est pas immédiatement perceptible. 129 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Celle du son est bien connue, les variations d'intensité du signal sont une fonction d'une seule variable, le temps. Sur une image en deux dimensions les variations d'intensité (noircissement) sont une fonction de l'espace à deux dimensions. Sur une ligne de l'image les variations peuvent être assimilées à une modulation linéaire intensité par rapport à la longueur (une dimension). 4.6.3.1. Transformée de Fourier Tout signal périodique continu, c'est-à-dire qui se reproduit identique près une certaine durée, peut être décomposé en une fréquence de base (de forme sinusoïdale) et ses harmoniques (dont les fréquences sont des multiples de la fréquence de base). f(x) = a1 * sin x + a2 * cos x + a3 * sin 2x + a4 * cos 2x + . . . . + an sin 2nx + . . . Chaque élément de la série, du type (a sinx), est défini par amplitude a et fréquence x et aussi sa phase. L'amplitude de chaque fréquence a une valeur propre a 1, a2, an et les sinus et cosinus sont ceux des fréquences harmoniques de la fréquence de base x. Une mire de bandes alternativement noires et blanches à limites nettes est un signal périodique à une dimension qui varie de manière brutale. Son signal varie d'une intensité nulle à une intensité maximale avec des transitions de type carré ; c'est peut-être le signal le plus éloigné d'une courbe. Or le signal modulé de cette mire carrée peut être décomposé en une formule de la forme : f(x) = a* sin (x) + (a/3)* sin3x + (a/5)*sin5x + ...+ (a/2n+1)*sin(2n+1)x qui est la somme d'une série de signaux sinusoïdaux, les fréquences étant les fréquences harmoniques impaires et les amplitudes étant en rapport inverse de la fréquence. Les séries de Fourier sont destinées à étudier un signal périodique. Une extension de cet outil mathématique permet de répéter ce signal non périodique puis de placer bout à bout la succession de ces copies pour créer un signal périodique pour le décomposer ensuite en série de signaux simples. C'est un instrument essentiel dans le calcul des images des tomodensitomètres comme dans le traitement de base de tous les signaux. Inversement, un signal trop long peut être difficile à calculer. Il est alors plus rapide de le subdiviser en segments courts que l'on soumet à une transformation de Fourier et que l'on recombine ensuite (Fast Fourier Transform, FFT). Un signal complexe peut donc être décomposé en éléments qui pourront être isolés puis transmis indépendamment et recomposés pour reconstituer le signal initial. On peut même schématiser le signal par son spectre de fréquence : - en abscisse on porte la gamme de fréquences, - en ordonnée l'amplitude correspondant à la fréquence. Un signal complexe peut ainsi être réduit à peu d'éléments. 4.6.3.2. Modification du signal Un signal transmis par un appareillage quelconque subit des modifications. On a démontré que ces modifications peuvent être ramenées à des modifications portant sur chaque fréquence qui est transmise différemment par l'appareil. La fréquence est inchangée, mais son amplitude est réduite, multipliée par une valeur inférieure à 1. Cette réduction est évidemment différente avec chaque fréquence. 130 Imagerie par les rayons X et radioprotection Fréquence Coefficient 1 2 4 8 etc 0,95 ou 95% 0,92 ou 92% 0,80 ou 80% 0,20 ou 20% Tableau 25 100 % 10 % Fréquence Figure 56 : courbe FTM. Le report sur un graphique des valeurs de transfert de modulation en fonction de la fréquence constitue la courbe de FTM (Fonction de Transfert de Modulation). Modulation puisque chaque fréquence est une modulation Transfert à travers l'appareil Fonction puisque l'on étudie les variations du transfert en fonction de la modulation 4.6.3.3. Interprétation de la courbe FTM Elle permet de reconnaître l'évolution conjointe du contraste et de la résolution dans l'utilisation d'un système : le plus souvent en imagerie le transfert est meilleur pour les basses fréquences. On définit le niveau minimum de transfert de contraste souhaité (par exemple 10%) et l'on regarde sur la courbe à quelles fréquences cette valeur est obtenue ou perdue, associant ainsi contraste et fréquence. Un système peut transmettre moins efficacement certaines fréquences. Certains systèmes peuvent transmettre quasi parfaitement les fréquences faibles et mal les fréquences élevées, d'autres comme la xérographie transmettent mal les basses fréquences et bien les fréquences moyennes (voir les courbes proposées pour chaque appareillage). 4.6.3.4. Spectre de Fourier Il est possible de représenter en simplification sur un graphique : 131 Imagerie par les rayons X et radioprotection - en abscisse, la succession des harmoniques, - en ordonnée, le taux de modulation pour chacune. La distribution des valeurs représente le spectre de Fourier. 4.6.3.5. Composition des FTM Un appareillage comprend des éléments successifs. En ampliphotographie, la chaîne est faite de : - ensemble foyer-géométrie de la table, amplificateur de luminance, optique, appareil photo, système de lecture. Chacun possède une FTM. La FTM de l'ensemble est calculée en multipliant pour chaque fréquence les transferts de modulation de chacun des appareillages constitutifs. Si le transfert de modulation est, pour 2 cycles/mm respectivement 95%, 85%, 90%,92% le TM définitif sera pour cette fréquence 0,95 * 0,85 * 0,90 * 0,92 = 0.67 % Le même calcul est fait à toutes les fréquences. La représentation graphique du TM pour toutes les Fréquences est la Fréquence Transfert Modulation (FTM en Anglais). Il est ainsi possible de prévoir par le calcul le meilleur compromis, choix d'optique, foyer, agrandissement, film pour une technique donnée, en chiffrant et reportant sur un graphique les diverses compositions de FTM. 4.6.3.6. Complexité de la FTM Le défaut majeur de la FTM est sa complexité. Les appareillages et les moyens de calcul nécessaires à l'évaluation de la FTM d'un composant de base ne sont pas à la portée des radiologues, qui devront se contenter de comparer des documents techniques et commerciaux ; dans la pratique, les méthodes de mire conservent leur intérêt comparatif. Par contre l'analyse des FTM fournies par les constructeurs est très informative. 4.6.4. Principes des essais de qualité La qualité d'un examen clinique radiologique se définit par sa capacité à fournir les informations souhaitées. Les facteurs qui y concourent sont multiples, de sorte que l'évaluation de qualité de fonctionnement du matériel peut être très difficile ; sur des malades différents qui ne peuvent servir de cobayes pour comparaison de résultats. On est donc amené souvent à faire des manipulations techniques où sur un fantôme on varie un nombre limité de paramètres ; le choix d'écrans, de films, de foyer d'agran-dissement géométrique, la réduction d'irradiation devront être appuyés sur quelques clichés sur fantôme. 4.6.5. Le contrôle de qualité de films Le contrôle du matériel et de ses réglages est très important. - D'une part, la dépense annuelle de films représente 10% environ du prix neuf de l'installation de radiologie générale, donc plusieurs millions de Francs pour CHU. D'autre part, le gâchis de films est élevé dans les mêmes services (en moyenne 8% à 10% du film fourni) ; ce gâchis étant pour une part dû au fait que les personnels (manipulateurs et médecins) ne 132 Imagerie par les rayons X et radioprotection - sont pas constamment parfaits et pour une part également importante à des matériels mal réglés, mal utilisés. Enfin, le choix de nouveaux matériels, changement de films ou écrans la définition de constantes à la mise en route de matériels nouveaux ne peuvent être faits sérieusement qu'avec un travail méthodique. Il est utile de disposer de certains matériels relativement peu coûteux. 4.6.5.1. Densitomètre Il mesure le noircissement photographique du film sur une surface de quelques millimètres carrés ; plusieurs types de densitomètres existent. - Le plus simple, analogique donnant une mesure approximative que l’on reporte sur papier log / log. Le niveau moyen donne des valeurs numériques, les met en mémoire et peut in fine donner les caractéristiques de base. Le niveau le plus élevé associé à un PC peut fournir un graphique, et comparer l’évolution de développements dans le temps ou les performances de matériels différents. 4.6.5.2. Films tests Pré-exposés par le fabricant de films, ils permettent de juger le fonctionnement de la développeuse et sa reproductibilité dans le temps. Chaque semaine un tel film test est traité, mesuré, et les résultats reportés sur un graphique, jugeant la dérive de réglage. Il est également possible de comparer les performances de plusieurs machines. 4.6.5.3. Sensitomètre Cet appareil, à distinguer du densitomètre, expose un film en chambre noire de manière régulière, en 21 niveaux progressifs de noircissement. 4.6.5.4. Fantômes de diverses natures Le pénétramètre permet de juger le rendu de contraste par des gradations d'épaisseur de matériaux différents simulant l'eau, la graisse, les calcifications. Il sera possible ainsi de comparer les paramètres d'installation différente ou de préparer des réglages pour des examens particuliers de choisir des couples film-écran. Certains fantômes sont complexes, d'autres se limitent à une épaisseur homogène, cuvette d'eau ou registre épais. 4.6.5.5. Fantômes de résolution spatiale Soit mires à barres parallèles de largeur croissante ou mire en étoile, elles testent foyers, conditions géométriques de clichés, couples films-écrans. 4.6.5.6. Mesure d’irradiation Chambre d'ionisation (babyline) Elle permet de mesurer le débit de dose en un point déterminé de l’espace. La mesure est immédiate, mais le matériel est volumineux (cylindre de 15 cm de diamètre et de longueur). 133 Imagerie par les rayons X et radioprotection Pastilles thermoluminescentes Au fluorure ou au tétrabromure de Lithium, de quelques millimètres de diamètre ou de longueur, elles pouvent être collées par un collant sur la peau ou éventuellement introduit, protégé, dans une cavité. Leur mise en oeuvre est complexe mais très performante. 4.6.5.7. Essais de clichés réels Il est évident que les essais sur fantômes variés permettent des comparaisons entre produits. Ils ne dispensent pas de comparaisons sur images réelles, les clichés les plus expressifs concernant le poumon, le bassin, l’épaule, la main, l’urographie. 4.6.5.8. Autres matériels En dehors des tests de films, on peut vérifier la taille du foyer, l'intensité de rayonnemnt hors foyer, la géométrie de l'installation, le centrage des faisceaux X et lumineux, le contact film - écran, la symétrie et la précision des volets du diaphragme, etc, grâce à des accessoires spécifiques. 4.7. Le film photographique Le film photographique est, en radiologie utilisé sous deux aspects, d'une part de détecteur du rayonnement X, généralement associé à des écrans renforçateurs, et d'autre part comme enregistreur d'images. Le développement de l'imagerie numérique s'est accompagné d'une augmentation de consommation de films qui ne servent qu'au transfert et à l'archivage d'images. Les caractéristiques générales du film photographique ou film radiographique (tous deux utilisés en radiologie) sont semblables ; nous décrirons donc les caractéristiques communes, puis les particularités de chacun. 4.7.1. Structure du film Une coupe du film présente successivement : - le support, constitué de triacétate ou de polyester, épais de 200 microns environ ; l'émulsion, élément sensible au rayonnement X ; une couche protectrice superficielle ; sur la face opposée à l'émulsion le film photo, les fims photographiques et certains films radio portent une couche anti-halo (supprimant les reflets lumineux à travers le support) alors que la majorité des films radiologiques portent une émulsion et une protection symétriques sur les deux faces. 4.7.1.1. Le support Le polyester remplace le triacétate de cellulose. Il doit répondre à des impératifs précis : - Transparence à la lumière : maximale pour la photo, intentionnellement limitée sur certains films radio par un "voile de base" pour éviter l'éblouissement sur négatoscope radiologique. Stabilité dimensionnelle, dans le traitement et au cours du temps. Souplesse à la manipulation et dans les machines. L'épaisseur varie (de 180 à 250 microns) selon les types de film, elle procure une une rigidité de manipulation. couche protectrice 10 mm 25 mm émulsion support 134 250 mm Imagerie par les rayons X et radioprotection Figure 57 : coupe d'un film. 4.7.1.2. La couche de protection Elle est perméable aux liquides de traitement agissant sur l'émulsion tout en assurant une protection mécanique, en particulier dans les traitements automatiques. 4.7.2. L'émulsion Elément sensible à la lumière, elle est composée par un mélange intime de gélatine, de bromure d'argent, et de divers correcteurs, le gélatinobromure d'argent. Elle forme une couche d'une épaisseur très voisine de 30 microns. L'émulsion est un mélange en phase liquide de deux catégories de corps non miscibles : vinaigrette par exemple. Lorsqu'elle est hydratée, l'émulsion photographique contient dans un gel des cristaux de bromure d'argent. Le terme a été étendu à ce même mélange après déshydratation. 4.7.2.1. La gélatine Elle est extraite de la matrice protéique des os ou des tissus conjonctifs, c'est un colloïde. - Hydraté au moment de la fabrication. Déshydratée, donc solide, lorsque le film est stocké, transféré en cassette puis exposé au rayonnement. Hydratée pendant le traitement (développement) ; l'eau qui l'imprégne la transforme en gel, assimilable à un liquide dans lequel les mouvements et les échanges chimiques sont possibles. Cette matrice ne se déforme pas et maintient la dispersion des grains de bromure d'argent. À nouveau déshydraté et dénaturé pour l'utilisation de l'image finale sur négatoscope puis dans l'archivage. Aucun produit plastique ne peut remplacer cette gélatine biologique. 4.7.2.2. Les grains de bromure d'argent Ils sont mêlés à de faibles quantités de sulfure et d'iodure et sont à l'état cristallin de type cubique. Chaque grain contient un million environ d'atomes d'argent. Chaque cristal se présente au microscope sous une forme hexagonale triangulaire très aplatie, de 1 micron environ. Un centimètre cube d'émulsion contient 6.109 à 1012 grains, distants les uns des autres de quelques microns. Ces grains sont fragilisés systématiquement par des dislocations qui augmentent la sensibilité aux rayonnements. La fabrication des émulsions relève d'une technologie complexe ; en particulier des éléments très variés permettent de modifier la sensibilite spectrale, d'ajouter des modificateurs du traitement, d'améliorer la résistance au temps et aux agents extérieurs. Récemment les ingénieurs ont donné au bromure d'argent une forme plane, tabulaire qui augmente la sensibilité et la résolution. 4.7.3. L'Image latente Le film est impressionné par la lumière. Cet effet ne peut être détecté physiquement : l'image est dite latente . Elle est révélée par le traitement chimique. Les photons qui atteignent le grain de bromure d'argent dissocient ceux-ci, par effet photo-électrique (arrachement d'un électron à l'ion Br- qui devient atome Br), en atomes de brome et d'argent. 5 à 6 135 Imagerie par les rayons X et radioprotection dissociations de ce type dans un seul cristal (soit un million d'atomes) constitueront pour ce cristal l'image latente qui persistera jusqu'au déve-loppement, où chacune constituera un germe de développement. Un délai entre l'exposition et le développement permet à ces dissociations de se recombiner lentement ; d'où, en photographie grand public le conseil de ne pas laisser trop longtemps une pellicule dans un appareil photo. Ce problème ne se pose pas en radiologie où l'on n'a guère de délai entre exposition et traitement. Figure 58 : formation de l'image. A - Après exposition, les grains de bromure d'argent qui ont reçu les rayons X ou la lumière sont porteurs d'une image latente. B - Dans le révélateur, les cristaux porteurs d'image latente se transforment en argent métallique. C - Dans le fixateur, les cristaux non exposés sont éliminés. 4.7.4. Les agressions du film 4.7.4.1. Dissociation des cristaux Elles sont entraînées par des causes différentes : - choc mécanique, pliure ou étirement, pression excessive (écriture sur un papier posé sur le film) ; - électricité statique : frottement du film contre l'écran ou un autre film dans une boîte ; - élévation thermique. : ces agressions à l'émulsion sont responsables de taches de l'image développée, soit noires (pliures, électricité statique) ou claires (zones de désensibilisation par pression). 4.7.4.2. Variation avec le temps Avec le temps, la structure irrégulière des cristaux tend à se corriger, modifiant les carac-téristiques sensitométriques ; le délai de péremption correspond à des conditions de stockage ordinaire. 4.7.5. Divers films utilisés en radiologie Des films trés variés sont utilisés ; l'évolution technique oblige à employer les produits courants ou exceptionnels. 4.7.5.1. Films sans écran Le grain visible sur les images de clichés avec écrans (clichés ordinaires) est dû principalement au grain des écrans (100 microns). Le grain du film est de l'ordre de quelques microns. Lorsque l'image doit être fine et la région étudiée est peu épaisse, il peut être intéressant de supprimer les écrans en compensant par une exposition supérieure (5 à 10 fois). Il ne s'agit cependant pas de films ordinaires, car l'émulsion de Br Ag est peu sensible aux RX ; en quelque sorte on introduit des éléments renforçateurs dans l'émulsion sous la forme d'atomes de métaux lourds augmentant l'absorption par effet photo-électrique. Les films sans écran posent des problèmes de traitement, en particulier en machine automatique. En radiologie médicale, ils sont aujourd'hui dépassés en commodité d'emploi, en résultats, coût et dose d'exposition par les couples film-écran monocouche. Ils gardent un intérêt en microradiographie ou radio industrielle. 136 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.7.5.2. Couples film-écran Les écrans renforçateurs sont traités plus loin. Les émulsions doivent avoir des caractéristiques adaptées aux écrans. Pour les écrans les plus courants, le choix de film doit être fait sur le contraste (haut ou bas), la sensibilité (très peu de différences entre émulsions de marques différentes), la sensibilité chromatique, les conditions de développement. 4.7.5.3. Films spéciaux L'image électronique produite par les appareillages récents (TDM, IRM, numérisation, écho) est diffusée sur film photographique ; il existe donc des émulsions adaptées à la couleur des tubes électroniques ou des laser. Les papiers utilisés peuvent être argentiques ou constitués d'éléments chimiques photosensibles moins coûteux, et dont la faible sensibilité sera compensée par une exposition secondaire forte indépendante de la dose reçue par le malade. On voit même apparaître des imprimantes en noir et blanc ou couleur qui traitent point par point l'image, sans correspondre aux phénomènes photographiques. La société 3M commercialise à partir de 1995 un système de développement de film sans bains mais avec une action thermique : cette méthode n'a pas été décrite en détail, mais pourrait représenter un progrès considérable en économie et pollution. 4.7.5.4. Conclusion Le film argentique conservera pour les 15 ans à venir une place prééminente en radiologie médicale : une forte proportion du parc installé utilise ces surfaces sensibles et ne pourra être changé rapidement, les images numériques sont reproduites et communiquées sur film. Une spéculation sur le métal Argent a rappelé que ce métal se raréfie, mais un effort de récupération, des méthodes d'économie semblent promettre au film cette longue période d'utilisation. À côté des méthodes d'imagerie électronique dont l'inconvénient reste le coût et la complexité de transmission, il faut faire la place aux méthodes de reprographie non argentique ; la Xérographie a représenté un essai peu concluant, les colorants organiques de photocopie pourraient jouer un rôle. 4.8. Réaction de l'émulsion à la lumière, courbe sensitométrique Le film présente une différence de noircissement en fonction de la quantité de lumiére reçue, lumière visible ou RX. 4.8.1. Définition de l'exposition 4.8.1.1. Lumière visible Les photons lumineux pénètrent dans l'épaisseur de l'émulsion. Pour une source lumineuse définie d'intensité I, les autres conditions étant fixes (puissance, couleur, distance, environnement) et un temps S, on peut admettre que le produit I ou de S. - x S identique donne les mêmes résultats quelques soient les valeurs de I 1 seconde avec 10 lampes, 10 secondes avec 1 lampe, 5 secondes avec 2 lampes donnent le même effet ; cette notion sera corrigée plus loin (effet Schwartzschild). 137 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.8.1.2. Le rayonnement X Il comporte des conditions multiples : KV, mA, écrans renforçateurs, cassette, etc. qui devront être reproduites avec rigueur. Le film au gélatino-bromure d'Argent est peu sensible au rayonnement X lui-même. 4.8.1.3. On peut soumettre diverses zones d'un film à des expositions différentes et en juger le noircissement résultant. Il est habituel de suivre pour l'exposition une progression géométrique : 1, 2, 4, 8, 16, 32, etc, ou autrement dit les puissances de 2, ou encore une progression logarithmique de base 2. Les variations extrêmes d'exposition dépassant un rapport supérieur à 1000, la représentation graphique utilise par commodité une échelle logarithmique . Rappelons les correspondances entre les puissances de 2 et de 10. 101 (10) est compris entre 23 et 24 (8 et 16) 2 10 (100) entre 26 et 27 (64 et 128) 103 (1000) très près de 210 (1024) La représentation graphique utilise le logarithme de l'exposition (jusqu'à 3 ou 4 en base 10) pour des variations de 1 à 1000 ou 10 000. Par simplification et éviter de surcharger les documents de conditions physiques multiples, on a l'habitude de ne reporter que la notion d'exposition relative et non pas des valeurs absolues d'exposition utilisant des unités rigoureuses de lumière. 4.8.2. Densité opacité et / noircissement du film On mesure la transmission de la lumière à travers le film traité (transmittance). ( It = Intensité transmise; Io = intensité initiale). transmittance = It / Io une valeur inférieure à 1 et fractionnaire (de 0,001 à 0,999), donc peu utilisable. On préfère donc : Opacité = Io / It toujours supérieure à 1 (de 1 à 1000 ou plus) donc plus facile à utiliser. Le noircissement est un synonyme de l'opacité. Densité = log. opacité Représenter sur un même graphique des variations de 1 à 2 ou de 1000 à 2000 pose des problèmes. Là aussi la représentation graphique nécessite une échelle logarithmique reportant la densité. La densité est la valeur habituellement utilisée : elle varie de 0 à 3 ou 4. 4.8.3. Relations entre exposition et opacité On soumet les zones successives d'une émulsion à des expositions croissantes (ceci peut être réalisé avec un sensitomètre) Après traitement la densité de chacune de ces zones est mesurée avec un densitomètre. Logarithme de l'exposition (en valeur relative le plus souvent) et densité (logarithme de l'opacité) sont reportés sur un graphique. La courbe obtenue est appelée courbe sensitométrique ou courbe caractéristique du film. 4.8.3.1. Description de la courbe sensitométrique 138 Imagerie par les rayons X et radioprotection La courbe continue peut être simpifiée en trois segments et deux zones de jonction : - - Opacité minimale (A -> B) : pour des expositions faibles la densité ne varie pas ; le nombre de photons etait insuffisant pour créer des germes de développement dans les grains de Br Ag. L'opacité est due au seul support, elle a généralement une densité de 0,2 et porte le nom de voile de base, quoiqu'elle ne soit pas due à un réel voile de l'émulsion. Zone rectiligne (C -> D ) : l'opacité croît avec l'exposition ; la densité est grossièrement proportionnelle au logarithme de l'exposition. C'est la partie utile de la courbe. Zone de surexposition ( E -> F) : la totalité des grains de Br Ag sont noircis et une illumination supplémentaire ne change rien. Pour des énergies trés élevées le noircissement peut même diminuer, réalisant le phénomène de solarisation, utilisé entre autres dans les contretypes. Le pied de courbe ( B -> C ) indique un noircissement non proportionnel. Des variations importantes de lumière n'entrainent que des faibles variations de densité. L'épaule de la courbe ( D-> E) est le même phénomène dans les hautes densités. E densité D A B C log. exposition relative Figure 59 : courbe sensitométrique. 4.8.3.2. Pente de la courbe La ligne droite joignant C à D présente une obliquité par rapport à l'axe des X ; cet angle ou pente de la courbe vaut un angle dont : la tangente trigonométrique = D1D2/ E1E2 D2 D1 E1 E2 Figure 60 : pente de la courbe. En fait la zone proportionnelle est une courbe sigmoïde ( en forme de S) continue ; une tangente géométrique en chaque point de celle-ci, parallèle à l'axe des X aux extrémités (valeur = 0) passe par une valeur maximale dans la partie moyenne d'inflexion. La pente de la courbe est une caractéristique essentielle de la courbe sensitométrique. Elle décrit le film ; dans des conditions précises de développement, elle porte le nom de gamma maximum ou de gamma. La pente définit la manière dont l'image rend le contraste de l'objet représenté, d'où le nom de facteur de contraste. 4.8.4. Caractéristiques des films 139 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les films varient dans toutes leurs caractéristiques. 4.8.4.1. Opacité de base La transparence du support dépend de paramètres techniques et psychologiques. Initialement une teinte bleutée compensait l'aspect jaunâtre de l'émulsion ; aujourd'hui le radiologue ne peut se passer de l'opacité de base pour les films courants, qui évite un éblouissement, alors que d'autres films destinés à la reprographie ou à des usages à proprement parler, photographiques ont une base transparente. A cette opacité du support s'associe le voile d base de l'émulsion, les deux sont souvent confondus. 4.8.4.2. Sensibilité du film La position du pied de courbe par rapport à l'exposition et plus précisément la valeur d'exposition correspondant à une densité de 0,1 au-dessus du voile de base définit la sensibilité : moins le film est sensible à la lumière, plus le pied de courbe se déplace vers la droite. La sensibilité des films photo testés en lumière blanche, est cotée en ASA ou maintenant en ISO/ASA. Il n'est pas possible de donner une valeur absolue de sensibilité comparable pour les émulsions radio car les conditions d'exposition ne sont pas standardisées, liées au type d'écran et au kV. Il est habituel de comparer les expositions nécéssaires pour obtenir le même noircissement avec rayonnement, écrans, cassettes identiques et deux films différents (voir cours écrans renforçateurs). Pour une même sensibilité (position du pied de courbe) la pente et la position du milieu de courbe et la densité maximale peuvent être différentes. On compare alors plutôt l'exposition pour obtenir une densité de 1. 4.8.4.3. Densité maximale La charge en Argent par unité de surface de l'émulsion détermine l'opacité maximale. Les films actuels ont une densité maximale moindre qu'autrefois pour raison d'économie, de sorte que les zones noires sont moins opaques. 4.8.4.4. Latitude d'exposition Deux films ayant mêmes sensibilité, densité maximale, mais pente différente enregistrent une latitude (distance entre minimum et maximum) d'exposition trés différente. La plus faible pente (donc le faible contraste) permet de distinguer plus de détails dans les zones de haute exposition ; mais les variations de contraste de détail sont alors réduites car dans les zones de noircissement moyen on reconnaît moins bien les différences de densité. 4.8.4.5. Grain L'étude au microscope ou l'agrandissement photographique montrent que l'image est constituée de grains discontinus ; le grain du film n'est pas visible à l'œil nu. Le grain des écrans renforçateurs est environ 10 fois plus gros (200 micrométres environ). 4.8.4.6. Sensibilité chromatique Le bromure d'argent seul est sensible aux rayonnements visibles ayant une énergie élevée, violet et bleu (0,3 à 0,5 micromètre) ; il n'est pas modifié par la lumiére jaune (0,6) ou rouge (voir le chapitre sur les écrans). On peut créer une sensibilité au vert, jaune et rouge par des sensibilisateurs ; un film orthochromatique enregistre jusqu'à l'orange et le panchromatique jusqu'au rouge. 4.8.5. Courbe sensitométrique et usage courant Un même film peut être traité dans des chimies différentes, ou une même chimie peu traiter des films différents. Les courbes sensitométriques peuvent être comparées. La courbe sensitométrique est utilisée 140 Imagerie par les rayons X et radioprotection couramment dans le suivi de fonctionnement d'une développeuse Par simplification on choisit trois paramètres : - - le voile de base qui doit avoir un valeur de 0,2 environ +/- 0,05 la sensibilité repérée par l'exposition nécessaire pour obtenir une densité 1 ou inversement la variation de densité pour une exposition qui donne, lorsque la machine est bien réglée, une densité de 1 le contraste, valeur d'exposition séparant les valeurs de densité 1 et 2,, ou plutôt différence de densités entre deux ponts d'exposition sensées donner des densités de 1 et 2. 4.9. Influence du traitement sur la courbe sensitométrique Un film donné produit des résultats différents selon la qualité du développement. Figure 61 : Variations des caractéristiques du film avec le traitement. 1. Sensibilité en fonction du temps de développement. 2. Durée optimale de développement en fonction de la température. 3. Contraste en fonction de la durée de développement. 4. Courbes sensitométriques en fonction du développement manuel (1) et du traitement automatique et du temps (2). 4.9.1. Rôle du temps de révélation Une série de films est exposée avec un sensitomètre et développée dans des conditons différentes de temps, température, concentration de produits chimiques ; on établit avec un densitomètre les différentes courbes sensitométriques. 4.9.1.1. Durée optimale L'image fournit le meilleur compromis de contraste, de clarté de base, de densité maximale. 4.9.1.2. Sous-développement 141 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Un film normalement exposé et fixé sans révélation a l'opacité de base seulement (il est transparent !), comme un film non exposé, révélé et fixé. Lorsque le temps de révélation croît, les zones exposées noircissent progres-sivement après un temps de latence qui a été nécessaire pour humidifier l'émulsion. La pente de la courbe est inférieure à la pente maximale ; la latitude d'exposition est par contre supérieure à celle du film de référence. Un film normalement exposé et sous-développé est caractérisé par : une densité maximale inférieure à la référence (les noirs du film ne sont pas noirs), un contraste réduit, une latitude d'exposition augmentée, un contraste au pied de courbe faible. Ce qui l'oppose au film sous-exposé mais normalement développé où le noir des zones directement exposées au rayonnement est bien noir alors que les zones d'atténuation du rayonnement sont trop blanches par rapport au film de référence. 4.9.1.3. Le surdéveloppement À l'inverse, il entraîne un noircissement progressif des zones les moins exposées et donc une diminution de la pente et du contraste. Le film surdéveloppé présente un aspect grisâtre, même dans les zones non exposées. 4.9.2. Rôle de la température Comme toute réaction chimique, l'effet du développement s'accélère lorsque la tempé-rature croît .Ceci n'est valable toutefois que pour des variations faibles de température, car les divers constituants du révélateur ont des réactions différentes pour la même variation de température. Par ailleurs, seules les émulsions spéciales supportent les hautes températures des machines à développer automatiques (35° environ). Inversement au dessous de 16° le développement est presqu'impossible même pour des temps trés longs. 4.9.3. Autres facteurs 4.9.3.1. La composition du révélateur intervient à travers - - La formule chimique : un même film demande des temps différents pour un effet comparable avec des révélateurs différents. Il existe des révélateurs à haut ou bas contraste, favorisant un grain fin ou la brièveté du temps de traitement. La dilution de la préparation : elle augmente la durée optimale, mais assure un développement plus harmonieux et en profondeur de l'émulsion (prendre soin du volume de dilution lors de la fabrication des bains). L'usure des bains (traitement de surfaces de film ou oxydation de bains anciens) : elle réduit leur efficacité. 4.9.3.2. Agitation Le bain révélateur ou fixateur doit être agité pendant le traitement pour homogénéiser l'action. L'immobilité laisserait un bain épuisé au voisinage des zones fortement exposées et un bain neuf dans les régions non exposées, mais également des différences de concentration avec la profondeur du bain. 4.9.4. Phénomènes particuliers Les principes décrits précédemment doivent être corrigés par diverses exceptions. 4.9.4.1. Effet Schwartzschild ou écart à la loi de réciprocité 142 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'exposition définie par le produit I x S produit des effets moindres sur le film lorsque le temps est très bref ou très long (supérieur à 1/50 s ou de l'ordre du 1/1000s). Cet effet est important pour les films couleur, négligeable en radiologie courante où les amplitudes de temps d'exposition sont généralement faibles. 4.9.4.2. Effet d'intermittence Une exposition faite d'impulsions trés brèves noircit moins qu'une exposition continue, variante de l'effet précédent. 4.9.4.3. Effet Eberhardt À la jonction entre une zone fortement exposée et une zone non exposée, le révélateur qui diffuse dans la gélatine présente des caractéristiques opposées. Un révélateur épuisé par la zone surexposée diffuse vers la région voisine peu exposée qui sera de plus sous développée. Le révélateur non modifié par l'émulsion non exposée et donc très actif diffuse vers la zone voisine très exposée et la surdéveloppe. Cet effet est particuliérement net dans les films épais (radio) et les développements à haute température, il se traduit par une double bande inversant le noircissement à la jonction entre deux zones très contrastées. 4.9.4.4. Solarisation et pseudo-solarisation Le noircissement diminue lorsque l'exposition croît : - au-delà de la zone de densité maximale, par la lumière rouge sur une émulsion exposée en lumiére blanche, par la lumière blanche très faible entre révélation et le fixage. Cet effet inverse du noircissement par la lumière est voisin de celui qui est utilisé dans les contretypes. 4.10. Traitement du film radiologique L'image latente dans l'émulsion doit subir un traitement pour donner une image visible et stable : c'est le but du traitement. 4.10.1. La révélation L'image latente est révélée lors du développement (les deux termes, révélation et développement sont à l'origine équivalents, mais le deuxiéme est généralement utilisé pour l'ensemble du traitement du film). 4.10.1.1. Révélateur 4.10.1.1.1. Sa composition C'est une solution mise au contact de l'émulsion sèche. Elle commence par hydrater celle-ci. Les corps chimiques peuvent alors diffuser dans un milieu quasi-liquide et accéder aux grains sensibles. La composition chimique du révélateur est complexe, elle associe : - Réducteur : hydroquinone, génol, phénidone, etc., généralement en association synergique. Antioxydant limitant l'oxydation de ces réducteurs par l'oxygène de l'air. Des Alcalinisants. Des Produits antivoile (Bromure de Potassium), protégeant les grains non exposés du film. Les fabricants conçoivent généralement conjointement les caractéristiques du film et du révélateur. Il peut arriver que le révélateur d'une marque ne tire pas le meilleur d'un film de marque différente : par exemple l'antivoile pouvant être disposé dans le révélateur par un fabricant et dans le film par un autre, ce qui donnera de mauvais résultats si l'association de deux manque d'antivoile . 143 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.10.1.1.2. L'eau de préparation Elle doit avoir un minimum de qualités, absence de corps étrangers (filtration), dureté calcaire modérée. 4.10.1.1.3. Altération du révélateur Les réactions chimiques de révélation diminuent la concentration du révélateur en produits actifs. Le révélateur s'use à l'usage ou avec le temps sans usage et doit donc être régénéré, soit en fonction du délai depuis la préparation, soit de la surface traitée. L'oxygène de l'air agit aussi sur un révélateur en l'oxydant ; un révélateur qui n'est pas suffisament utilisé (débit insuffisant d'une machine) perd une partie de ses qualités et les films seront ensuite sous-développés. 4.10.1.2. Le processus de révélation 4.10.1.2.1. Réduction de l'argent Ce processus chimique transforme les atomes d'argent inclus dans le cristal de Bromure d'Argent (sous forme de Br- et Ag+) en atomes d'Argent libre ( Ag ), par réduction. 4.10.1.2.2. Catalyse par l'argent réduit Le phénomène de réduction est catalysé par la présence d'atomes d'Argent libérés dans l'image latente ; seuls les cristaux frappés par un photon et donc porteurs d'un tel atome libre d'Ag (germe de développement) seront totalement réduits en Ag et Br. Dans le développement d'un cristal les atomes d'argent qui viennent d'être réduits catalysent à leur tour la révelation. Par contre, un cristal de Br Ag qui n'a pas été exposé et qui ne contient pas de germe de développement ne subit aucune modification. On admet que 5 à 6 atomes d'Argent réduits sont nécessaires pour constituer un germe de développement. 4.10.1.2.3. Multiplication des atomes d'argent Le développement d'un cristal de Br Ag multiplie le nombre d'atomes d'argent réduits dans un rapport de 1 à 1000 000. Si le temps de révélation est raccourci, tous les atomes d'argent ne pourront être réduits. S'il est trop long, les grains déja réduits laisseront diffuser quelques atomes d'argent vers les cristaux non exposés et catalyseront la réduction de ceux-ci et avec le temps tous les cristaux seront réduits. Le temps de révélation passe donc par un optimum. 4.10.2. Fixage de l'image Après la révélation l'émulsion contient, dans la gélatine hydratée, des grains de Br Ag intacts car non exposés, des atomes de Br et d' Ag. Les grains de Br Ag restent sensibles à la lumière et le film révélé non fixé ne peut être exposé à la lumière sans que les grains restants soient à leur tour exposés donc noircis. Brome et Bromure d'Argent sont solubilisés par une solution d'hyposulfite de sodium ; d'où le nom de débromuration, également employé autrefois. Ces éléments en solution dans la gélatine diffusent vers le révélateur pour une grande partie. 4.10.2.1. Les deux phases du fixage Le fixage évolue en deux phases apparentes : pendant la première les zones non exposées prennent un aspect laiteux (en lumière inactinique), puis transparent, à mesure que les éléments solubles disparaissent de la gélatine. Un temps équivalent est encore nécessaire pour traiter la totalité du bromure d'argent non réduit et les atomes de Brome. Les grains de bromure d'argent non éliminés, restés dans la gélatine noirciront avec le temps et l'image brunira et se détruira en plusieurs mois ou années. 144 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.10.2.2. Évacuation du fixateur Le fixateur usé est un sel chargé en Argent qu'il convient de récupérer (par électrolyse) ; le métal Argent récupéré représente plusieurs milliers de Francs (le cours de l'argent varie considérablement) par an et par machine. Éventuellement le fixateur pourra être régénéré puis recyclé après extraction de l' Argent. 4.10.2.3. Pollution par les produits chimiques Il est vraisemblable que dans les années prochaines, l'évacuation des produits chimiques dans les égouts publics sera interdite et remplacée par des recueils sélectifs et coûteux ou des traitements complémentaires avant évacuation sélective (déshydratation). 4.10.3. Lavage La gélatine contient encore après fixage des molécules de fixateur, de bromure qui sont éliminées par un lavage prolongé final. Seul l'Argent noirci non soluble persiste dans la gélatine. Le traitement manuel des films photo ou radio prévoit en plus un lavage intermédiaire entre révélation et fixage pour économiser le fixateur (le révélateur basique restant pourrait neutraliser en partie l'acidité du fixateur et en réduire l'action). Dans les machines à développer automatiques un essorage entre les rouleaux remplace le lavage intermédiaire. 4.10.4. Séchage Le film doit alors être séché, car l'émulsion humide est fragile. Asssuré par simple exposition à l'air pendant plusieurs heures à l'origine, il a été accéléré par l'air chaud ou même par un rayonnement infrarouge. 4.10.5. Traitement automatique du film Le développement du film est aujourd'hui réalisé habituellement par des matériels automatiques. 4.10.5.1. Rappel sur le développement manuel Dans une chambre noire le film est sorti de la cassette, fixé aux quatre coins sur un cadre qui le tend et le rigidifie. Ce cadre est plongé successivement, pendant des durées déterminées dans des bains : révélateur (5 minutes), lavage intermédiaire (très bref), fixateur (10 minutes), lavage final (20 minutes), puis séchage à l'air libre ou dans un courant d'air chaud. Les accessoires essentiels sont un bain thermostatique, maintenant la température des bains (20° avec 1 à 2 degrés de lattitude au maximum) et la pendule guidant les temps de traitement. Chaque matin, une régénération est assurée en complétant les niveaux dans les cuves ; lorsque l'on n'utilise pas les bains il est conseillé de placer un couvercle flottant empêchant l'oxydation du révélateur. Il est possible de surveiller la révélation sur le film en l'inspectant à la lumiére inactinique. Un sous-développement par raccourcissement du temps est possible lorsque le cliché est surexposé accidentellement ou intentionnellement. Le résultat est d'abord observé sur le film humide. 4.10.5.2. Le développement automatique 145 Imagerie par les rayons X et radioprotection Toutes les développeuses automatiques utilisent la même méthode. Le film, sorti de la cassette dans le noir relatif (lumière inactinique) placée à l'entrée de la développeuse, est entraîné par une cascade de rouleaux successivement dans les 3 cuves (révélateur, fixage, lavage), puis à travers une sécheuse (air chaud ou infrarouge). Le traitement complet dure 90 ou 120 secondes à une température voisine de 35°. Un palpeur détecte la présence du film et ses dimensions ; ce qui déclenche l'injection de révélateur et fixateur pour régénération (soit forfaitairement à raison d'un volume constant pour un film quelqu'en soit la dimension, soit selon la surface traitée). La thermostation est équilibrée entre une circulation dans un serpentin de refroidissement par eau froide et par action d'une résistance chauffante, toutes deux guidées par un thermostat. entrée du film bain de révélateur bain de fixage bain de rinçage séchage du film Figure 62 : plan de coupe d'une machine à déppelopper. 4.10.5.2.1. Le sous-développement Il est lié à une qualité insuffisante du révélateur : - mauvaise préparation, défaut de régénération (cuve de régénération, pompe en panne, tuyau comprimé entre cuve de réserve et cuve de traitement), température insuffisante (délais depuis la mise en route insuffisants ou ther-mostation incorrecte). 4.10.5.2.2. Le surdéveloppement Il est dû le plus souvent à un dérèglement du thermostat ou du système de refroidissement des bains. 4.10.5.2.3. L'insuffisance de fixage Elle est plus difficile à reconnaître ; une humidité de l'émulsion à la sortie de la machine peut y faire penser, car les éléments solubles contenus dans la gélatine n'ont pas été totalement extraits et retiennent de l'eau dans la gélatine. 4.10.5.2.4. Contrôle de la développeuse 146 Imagerie par les rayons X et radioprotection En dehors des manoeuvres de maintenance spécifiques, la surveillance du fonctionnement peut être assurée par le traitement de films tests spéciaux dont on vérifie au densitomètre la conformité aux paramètres normaux. 4.10.5.2.5. Défauts de fonctionnement Les machines à développer sont généralement fiables. Cependant des anomalies peuvent être reconnues lorsque l'on est très exigeant comme en mammographie : - la régénération peut n'être pas adaptée pour les films monocouches, de légers défauts de surface consécutifs à des irrégularités des rouleaux d'entraî-nement ne sont reconnus qu'à la loupe et peuvent simuler des microcalcifications ou laisser des griffures longitudinales ou des taches. mais un mauvais réglage, des négligences d'entretien peuvent être responsables de divers défauts de surface ou de noircissement. Il apparaît aujourd'hui indispensable de vérifier les qualités de développement (voir le cours "assurance de qualité"). 4.10.5.2.6. Variantes Le temps de traitement peut durer 3 minutes en mamographie ; il a été raccourci à 45 se-condes et température plus élevée avec des films courants spéciaux. 4.10.6. Chambre noire Il s'agit plus précisément d'une piéce obscure, c'est-à-dire de couleur claire mais sans appport lumineux extérieur . 4.10.6.1. Contrôle de la lumière Aucune lumière extérieure même infime ne doit pénétrer (sas d'entrée ou porte étanche fermant à clé). Un éclairage inactinique est utilisé. Pour le confort des personnels, aides de radio passant la journée dans ces piéces, la peinture des murs est généralement très claire. 4.10.6.2. La lumière inactinique Elle ne devrait pas agir sur le film ; elle dépend du type de ce dernier, elle est de couleur jaune le plus souvent, rouge avec certains films orthochromatiques (voir écrans terre rare). Les films sont donc censés être insensibles à cette lumière ; en fait, cela n'est vrai que pour des temps brefs d'exposition (temps de transfert de la cassette à la développeuse). La qualité de cet inactinisme doit être vérifiée ; le film est, dans le noir absolu, sorti de sa boîte et posé sur la table sèche - une moitié est immédiatement recouverte par un objet opaque, - l'autre moitié est laissée libre, mais on peut y poser un objet opaque fait d'éléments fins (trousseau de clé). On le laisse ainsi 1 minute dans le noir absolu de la pièce puis on le développe : si le film traité est parfaitement transparent on peut affirmer l'absence de voile dans le stockage ou par une lumière parasite de la chambre noire. Pour vérifier l'action de la lumière inactinique, la même manoeuvre est faite, mais après avoir préparé le film et ses caches, on allume la lumière inactinique ; généralement un petit voile est reconnaissable pour une minute d'exposition et ne peut être considéré comme anormal. 147 Imagerie par les rayons X et radioprotection On peut même étalonner ce voile ; un cache est déplacé sur le film en exposant ainsi des bandes de film pendant des temps croissant de 15 secondes à deux minutes, ainsi on peut définir le temps nécessaire pour reconnaître un voile. L'effet d'un voile est plus marqué si l'on utilise un film déja exposé (à une lumière inactinique ou aux RX que sur un film vierge. Les problèmes de voile de chambre noire se rencontrent essentiellement dans deux catégories des cas : - films développés en série, vasculaire, digestif, tomographie, si on laisse les films sortis du récepteur en attente du passage dans la machine ; - films Ortho G (ou films sensibles à des écrans verts) développés à la lumiére Jaune, encore que dans ce cas il soit possible de faire très vite et d'éviter que la lumière inactinique n'éclaire pas directement le plateau de chargement de la développeuse. 4.10.7. Développement "sans chimie" En 1995, la société 3M a présenté un système Dryview où le traitement d'un film spécial est assuré, non par des produits chimiques externes, mais par un effet thermique. Les résultats de ce système seraient équivalents à ceux des films classiques. 4.10.8. Chargeurs-déchargeurs de cassettes Divers systèmes suppriment la chambre noire. Dans un appareil à l'abri de la lumière : - les cassettes sont vidées de leur film qui est envoyé dans la développeuse, un film du format correspondant est amené dans la cassette qui est aussitot utilisable, seuls les formats courants sont traités ; les divers types de machines "plein jour" ne traitent que 5 ou 7 formats ou types de films, or un servic utilise souvent 6 ou 7 formats de films pour écrans normaux et 1 ou 2 formats monocouche ou spéciaux. La chambre noire reste nécessaire pour traiter des films spéciaux, 30*120, Ampliphotographie, films vasculaires ; or ces systèmes plein jour sont généralement incompatibles avec une chambre système. 4.10.9. Conclusion Malgré leur fiabilité apparente les développeuses sont une source fréquente de dysfonctionnement, souvent de cause accessible aux radiologues ou aides radio. Les pannes sont d'autant plus gênantes que souvent une seule machine à développer assure le fonctionnement d'un groupe de salles de radio. 4.11. Écrans renforçateurs Le film radio ou photographique est peu sensible aux RX ; 0,1 à 0,2 milliGray n'induisent qu'un voile de base alors que l'image est obtenue couramment avec un couple film-écran avec 10 à 20 Gy. Moins de 1% de l'énergie X atteignant le film est absorbée par celui-ci et ceci par effet photoélectrique. Par contre, certains corps absorbent mieux les RX et réémettent un rayonnement lumineux auquel le film est sensible. Dès 1896, les écrans renforçateurs étaient connus, car ce sont les produits luminescents qui ont permis à Roentgen de découvrir les rayons X, alors que les tubes cathodiques étaient déjà connus bien avant lui. 4.11.1. Luminescence 4.11.1.1. Émissions lumineuses Certains corps produisent une énergie lumineuse en convertissant une autre forme d'énergie, et selon l'énergie initiale, on peut donner quelques exemples : 148 Imagerie par les rayons X et radioprotection - réaction chimique : ver luisant ou lampe à éclairage unique chimique ; chaleur : incandescence ; électricité : diodes luminescentes ; mécanique : la séparation de deux papiers collés par un adhésif plastique (étiquettes autocollantes) donne un éclair visible dans le noir ; radiations électromagnétiques (X ou gamma) ou corpusculaires (= électrons) : sous l'effet de ces rayonnements certains corps émettent une lumière. À l'exclusion de l'incandescence, ces émissions lumineuses ont la luminescence pour caractère commun. Cette émision luminescente est : - soit immédiate : fluorescence se produisant en 10-8 seconde ; soit retardée : phosphorescence décroissant de façon exponentielle, parfois sur plusieurs secondes ; la luminescence tardive étant appelée rémanence ; certains corps semblent avoir une luminescence permanente (montre ou réveils lumineux d'autrefois) : deux corps sont mélangés, l'un est phosphorescent ou fluorescent, stimulé par l'autre émetteur alpha ou beta à longue période. 4.11.1.2. Le niveau d'énergie lumineuse (couleur) Il est caractéristique de l'atome, par réarrangement de couches électroniques après arrachement d'électrons profonds par l'énergie stimulante (voir le 2ème stade de l'effet photoélectrique). Chaque corps chimique atome ou molécule émet donc une couleur spécifique, rayonnement monochromatique correspondant à la différence d'énergie entre deux couches électroniques. 4.11.1.3. Coefficient de conversion C'est le rapport Energie lumineuse x 100 Energie absorbée Pour le Tungstate de Calcium (Ca Wo), ce coefficient vaut 5 environ. Pour les terres rares, ce coefficient vaut jusqu'à 25. 4.11.2. Principe des écrans renforçateurs Nous décrirons dans un premier temps les écrans classiques au tungstate de Calcium, CaWo 4 (Tungstène = Wolfram =Wo). 4.11.2.1. Constitution L'écran renforçateur comprend de la profondeur vers le film : - une couche de matière élastique (feutre ou mousse plastique) assurant le parfait accolement de l'écran sur le film ; un support cartonné réfléchissant la lumière et donc de couleur blanche ; une couche active associant des cristaux luminescents (CaWo4 ou "terre rare") enrobés dans un liant souvent coloré, épaisse de 200 à 300 micromètres ; une couche de protection mécanique épaisse de 20 micromètres. Comme le film comporte généralement une émulsion sur ses deux faces, il existe un écran pour chacune des deux faces, de caractéristiques légèrement différentes. L'écran postérieur a un pouvoir renforçateur légèrement plus important pour compenser l'atténuation subie par le faisceau dans l'écran antérieur ; il est doublé d'une mince couche de plomb qui supprime une partie du rayonnemnent rétrodiffusé. 149 Imagerie par les rayons X et radioprotection protection mécanique couche active support cartonné réfléchissant matière élastique Figure 63 : coupe d'un écran renforçateur. 4.11.2.2. Fonctionnement Un photon X frappe et est absorbé par un élément luminescent de l'écran ; ce dernier réémet un grand nombre de photons lumineux. Cette émission se fait dans toutes les directions, d'où l'intéret de réfléchir vers le film une partie de la lumière qui se dirigeait en direction opposée. Mais simultanément cette lumière ne doit pas diffuser latéralement trop loin ; le liant doit donc absorber la lumière qui suivrait un trajet oblique. Un liant de couleur rouge complémentaire atténue donc la lumière bleue qui ne se dirige pas directement vers le film. Le photon X dont l'énergie est de l'ordre de 30 à 50 keV produit environ 2000 photons de 1,5 à 3 eV; énergie parfaitement définie pour un écran donné. 4.11.2.3. Théorie de l'efficacité des écrans Un photon X a une énergie de 30 à 50 KeV. L'absorption d'un écran CaWo concerne au maximum 30 % des photons. De plus, un écran ayant un facteur de conversion de 5 ne transforme que 5 % de l'énergie absorbée en lumière. Enfin, 50 % des photons lumineux émis sont absorbés dans l'écran. Soit : - 50 KeV x 30 % x 5 % x 50 % = 150 photons de 1,5 ev environ, 1 photon x de 50 000 ev donne 200 à 450 ev de lumière visible. 4.11.2.4. Coefficient renforçateur On expose un film identique, à travers un même objet test, par le même rayonnement (kV, mA), mais : - dans un cas, le film est associé à des écrans ; dans l'autre, utilisé sans écran. On compare la dose d'exposition pour obtenir le même noircissement. Le rapport entre les deux doses, sans écran (élevé) et avec écran (plus faible) est le coefficient renforçateur. Il vaut 30 à 40 pour le même film (les film spéciaux dits "sans écran" ont une sorte dl'absorption est très supérieure). Ce coefficient permet la comparaison entre écrans de type différent, ou d'âge différent (car le C.R. diminue avec le temps). Le plus souvent, on se contente de comparer la dose nécessaire pour obtenir la même image avec le même film mais deux écrans différents. Ce coefficient peut être assimilé à la classe de rapidité utilisée pour comparer les couples écran-film. 4.11.2.5. Variation du C.R. avec l'énergie des RX L'absorption du rayonnement X varie avec le coefficient d'atténuation photoélectrique, donc avec le kilovoltage d'émission. Le coefficient renforçateur varie donc avec le kilovoltage : il croît lorsque le kV croît. 4.11.3. Divers types d'écrans renforcateurs tradi-tionnels (tunGstate de CAlcIum) On doit parler du couple film-écran ; ce couple doit procurer le compromis finesse - sensibilité optimale. Les écrans traditionnels utilisent le Tungstate de Calcium. 150 Imagerie par les rayons X et radioprotection La résolution du film est voisine de 100 p.l./mm, alors que l'écran donne au mieux 8 p.l./mm.La qualité de l'image est liée à la qualité de l'écran et à celle du film; après les progrès de écrans on a vu récemment la part de progrès due aux films à grain tabulaire. Par contre, on peut jouer sur la sensibilité liée aux écrans : - écran fin : l'épaisseur de l'écran est faible, le liant très absorbant empêche la diffusion latérale de la lumière, l'image est donc fine ; donc pour une quantité donnée de RX, la lumière atteignant le film est réduite. écran rapide : le nombre plus élevé de grains, le liant peu absorbant permettent une exploitation maximale du rayonnement au prix d'un flou de diffusion. D'une manière générale, les caractéristiques des films utilisés sont identiques, en parti-culier pour la sensibilité chromatique. Les écrans dits progressifs, dont la rapidité varie d'une extrémité à l'autre de l'écran facilitent la réalisation des clichés de régions d'épaisseur trés variable (rachis dorsal de face ou de profil, rachis lombaire de profil, membres inférieurs en totalité, etc). 4.11.4. Écrans "terre rare" L'évolution des écrans était bloquée depuis longtemps lorsqu'en 1972. Buchanan décrit l'efficacité des lanthanides (ou terres rares), Gadolinium, Lanthane, terbium, Europium, Ytrium. Les caractéristiques d'absorption et d'émission lumineuse de ces corps sont alors mieux connues car ils sont utilisés dans les phosphores des écrans de télévision en couleur. Par ailleurs, ces corps de nombre atomique compris entre 57 et 71 apparaissent dans les produits de désintégration de la fission atomique. La séparation chimique de ces corps voisins n'est pas toujours facile, les premières réalisations d'écrans ont laissé à désirer et ont parfois laissé des réputations aujourd'hui sans objet (fragilité, vieillissement rapide ou même radioactivité minime résiduelle obligeant à laisser le film le minimum de temps dans la cassette). 4.11.4.1. Supériorité théorique 4.11.4.1.1. Facteur de conversion CaWo4 Gd2O2S :Tb Y2O2S :Tb BaClF 5% 18% 18% 10% Tableau 26 4.11.4.1.2. Absorption Meilleure absorption des RX car l'énergie de liaison des atomes est plus proche de la gamme d'énergie utilisée en radiodiagnostic, c'est-à-dire 20 à 60 keV pour 50 à 140 kV d'accélération des électrons dans le tube RX : 151 Imagerie par les rayons X et radioprotection Atome Ca Yttrium Barium Lanthane Gadolinium Tungstène Tungstate de Calcium Z 20 39 56 57 64 74 Wk (énergie de liaison de la couche K) 4 keV 17 Kev 37 39 50 70 59 (équivalent) Tableau 27 Ce tableau montre que tungstène et calcium sont plutôt ou trop élevés ou trop faibles. Meilleure absorption et meilleur facteur de conversion procurent un coefficient renforçateur supérieur. Ainsi à qualité d'image équivalente, la dose d'exposition est moindre. 4.11.4.1.3. Rapidité des couples film-écran La rapidité d'un couple fillm-écran dépend des deux composants. - Un écran ("vert") peut être associé à un film "bleu" ou "vert" ; la rapidité sera supérieure avecle film "vert" ; dans une même marque et dans une même sensibilité de couleur la rapidité peut être différente. Des associations peuvent être conseillées ou déconseillées ; des associations sont quasiment obligatoires (Kodak Insight, Agfa Orthos pour la radiographie pulmonaire). La comparaison de plusieurs écrans de marques différentes permet de juger de cette supériorité relative ; les données fournies ici ont été trouvées dans divers documents commerciaux et des erreurs peuvent s'être introduites dans leur réunion en un seul tableau L'indice de rapidité relative permet de comparer les expositions pour obtenir une même image. Passant d'un écran de rapidité 100 à un écran de rapidité 200, le débit (mAs) est divisé par 2, à kV identiques. Il est évident que les plus grandes rapidités dans une même gamme sont associées à une moindre résolution spatiale. Par contre à rapidité égale les écrans "terre rare" donnent une résolution spatiale très supérieureà celle- des écrans CaWo4. Marque Kodak 3M Dupont Type CaWo X-Omatic regular Lanex regular Lanex fine Lanex Medium Lanex Fast Insight Min-R (mammo) Trimax alpha 4 alpha 8 alpha 16 UV détail UV- Fast Détail UV Fast Tableau 28 152 Rapidité relative 50 140 à 200 400 à 500 250 à 280 100 à 125 640 à 800 350 40 à 150 200 400 800 100 200 400 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.11.4.2. Variation du coefficient renforçateur En fait, on sait que l'absorption dépend de la proximité entre énergie de liaison électronique dans l'atome et énergie des photons X. Un élément atomique donne un C.R. maximal pour une énergie définie (kV). Aussi pour obtenir des résultats relativement constants sur une gamme étendue de kilovoltage les écrans associent des éléments différents : SO4Ba:Eu:Sr Gd et Tb La: Tb : Kodak regular : Lanex et Trimax : Agfa Le coefficient renforçateur des divers types d'écrans de sociétés diférentes est donc différent et il varie de manière différente avec le kilovoltage : comparé au CaWo, le C.R. est nettement supérieur pour les valeurs de kilovoltage moyen (70 à 100 kV) mais la supériorité est moins marquée pour les bas ou les hauts kV. Des différences apparaissent entre les différentes compositions ; ces variations avec les kV demandent un réglage différent de exposeurs avec les kV. 4.11.4.3. Influence de la fluctuation quantique Lorsque le nombre de photons nécessaires pour obtenir un noircissement défini diminue, il arrive un stade où le noircissement des zones peu exposées (région anatomique épaisse) est dû à quelques photons par unité de surface. Pour une valeur moyenne N par unité de surface, la valeur arrivant réellement sur chacune des zones composantes subit des variations statistiques de l'ordre de racine carrée de N ; ainsi pour 1000 photons par mm2 la variation sera 1000 +/- 30 (970 à 1030 soit 3%, imperceptible) alors que pour 10 pho-tons en moyenne la variation sera 10 +/- 3, soit 30%. Les zones peu exposées recevant peu de photons en moyenne présentent un aspect de moutonnement (une petite zone est claire, une zone voisine est sombre, alors que la région anatomique est homogène) que l'on confond avec un grain d'écran. Cet effet peut devenir génant. 4.11.5. Choix des films / couleur d'émission des écrans Rappelons la gamme colorée : - du moins énergique : - (longueur d'onde longue vers 0,8 micromètre) : rouge, orangé, jaune ; - au plus énergique : vert, bleu ; - (longueur d'onde courte vers 0,4 micromètre) : violet. Les écrans CaWo émettent dans les domaines du bleu et du violet ; ils sont associés à des films sensibles au violet et bleu et peu sensibles au jaune. Certains "terre rare" émettent dans le vert, de manière importante. Il est donc souhaitable pour avoir le meilleur C.R. d'utiliser des films sensibles à cette longueur d'onde. Corollairement, le film sensible au vert est sensible à la lumière jaune dite inactinique. Ces films spéciaux sont généralement orthochromatiques et doivent être développés à la lumière rouge. En pratique, plusieurs types d'écrans TR existent. - Les uns émettent du vert et sont associés à des films sensibles au vert (donc au jaune inactinique)e qui doiven tête développés en lumière rouge en chambre noire ; utiliser des films ordinaires sensibles au bleu est possible mais fait perdre le gain en C.R. Les autres emmettentçans le bleu et sont associés à des films ordinaires mais leur C.R. semble moindre pour une finesse identique. L'émisssion dans l'ultraviolet est également utilisée, elle ne pose pas de problème en chambre noire. Les problèmes de lumière inactniques disparaissent avec l'emploi des systèmes "plein-jour". Des films sensibles à l'IR sont aussi utilisés avec les reprographes Laser mais il n'existe pas cette sensiblité avec écrans renforçateurs. 153 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.11.6. Les catégories de Couples film-écran L'introduction des terres rares a complètement modifié le domaine des couples film-écran. Lorsqu'il n'existait qu'un seul type d'écrans, CaWo4, le choix se limitait à choisir des catégories correspondant à la rapidité ou la finesse. La durée de vie de ces écrans, au temps du développement manuel, était limitée par les gouttes, souillures des manipulations des films dans des bains liquides. Les changements d'écrans étaient fréquents. Aujourd'hui, il faut faire un choix entre des produits de coût très différent et élevé (6000 F pour une cassette avec écran TR 36*43), souvent associés à un type précis de film, pouvant poser des problèmes d'inactinisme de chambre noire. Certains produits, plus coûteux, par leur C.R. élevé permettent de réduire l'exposition, donc d'économiser les tubes RX, ou d'améliorer la netteté par l'emploi de foyer plus fin, ou à rapidité égale d'obtenir un flou de récepteur moindre. Le choix sera plus délicat encore lorsque le fabricant propose une gamme de plusieurs produits aux caractéristiques différenciées, alors que la pratique courante ne permet pas de disposer de toutes les catégories de produits dans une chambre noire : il faut éviter les mélanges de films en chambre noire (les systèmes plein jour n'acceptent que 5 ou 7 types de format ou film). Par ailleurs ces écrans ne perdent que lentement leur efficacité et durent jusqu'à 10 ans ; les remplacements sont rares. Tout choix implique donc des essais comparatifs et des limitations. On peut cependant difficilement envisager de fonctionner avec un seul couple film-écran en radiologie générale. - En radiologie des extrémités : une faible épaisseur de tissus, un faible risque d'irradiation et une bonne résolution spatiale conduisent à l'usage d'écrans spéciaux pour les extrémités ("extrémity", "fine"), éventuellement avec des films spéciaux. Les couples monocouche (pour mammographie) sont les plus fins et très utiles. Par contre, les films sans écrans très chers (prix double d'un film alors que les écrans coûtent le prix de 100 films) et d'emploi plus difficile n'ont plus d'intérêt. - En Radiologie du tronc et des racines des membres. : on doit réduire l'exposition ; le couple F-E doit être aussi rapide que possible, la résolution spatiale étant suffisante. Aujourd'hui, les couples "terre rare" "fast" ou à coefficient élevé peuvent répondre, associés aux nouvelles émulsions tabulaires, aux besoins de qualité, car ils permettent de travailler avec des temps de pose courts et petit foyer dans la majorité des cas. L'irradiation est réduite ce qui est souhaitable en radioprotection, les tubes RX sont soulagés et dureront plus longtemps. - En ce qui concerne la radio pulmonaire : le problème est lié à une latitude de contraste maximale, associée à une bonne résolution spatiale. La puissance n'est pas un problème sur le cliché de face, puisque les générateurs font généralement 50 kW et permettent un temps de pose court. Les écrans terre rare de rapidité moyenne ou faible (200 à 300) sont préférables. Depuis peu, apparaissent des couples associant un film dont les deux faces sont différentes ainsi que les écrans correspondants (Insight Kodak et Orthos Agfa). - Enfin, quelques clichés tels que pelvimétrie, tomographie de colonne lombaire de profil, clichés au lit ou salle d'opération avec un générateur peu puissant, bénéficient de couples ultrarapides. Ainsi deux ou trois catégories d'écrans, associées à deux types de films peuvent répondre à toutes les possibilités d'un groupe de salles de radio, d'un service hospitalier ou d'un cabinet. Ce choix doit être fait avec attention, car il engage pour 8 ans environ dans un domaine extrêmement changeant. 4.11.7. Entretien des écrans 4.11.7.1. Mise en place 154 Imagerie par les rayons X et radioprotection Actuellement, les écrans utilisés dans des systèmes plein jour durent le même temps que les cassettes et sont généralement livrés montés. Mais cette association n'est pas obligatoire : il est possible de changer les types d'écran dans une cassette. Si l'on est amené à mettre des écrans en place, il est indispensable de veiller à deux notions, celle d'écran antérieur et postérieur et à la qualité des feutres de compression. 4.11.7.2. Entretien Les taches sur l'écran se traduisent par des points ou des zones blanchâtres sur le film développé. On préconise un nettoyage soigneux avec, soit un produit spécial, soit une eau savonneuse (jamais d'alcool ou autre produit agressif) et un essuyage avec un chiffon doux non pelucheux. Selon les conditions d'emploi (déchargement manuel ou automatique), le rythme systématique est supérieur ou inférieur au mois. En mammographie, la chasse aux poussières doit être particulièrement soigneuse et les nettoyages fréquents ou même systématiques avant l'usage puisque des taches blanches infimes peuvent induire un faux diagnostic de microcalcifications. L'emploi de produits antistatiques n'est pas obligatoire ; il est justifié par l'apparition des images d'aigrettes d'électricité statique, lesquelles surviennent dans certaines conditions climatiques (temps très sec) ou de climatisation artificielle (hygrométrie basse). 4.11.7.3. Contact film-écran Tout défaut de contact entre écran et film est responsable de "flou d'écran". Ce phénomène fréquent avec les cassettes métalliques facilement déformées ou enfoncées par des chocs est moindre avec les cassettes plastiques. De même, les feutres plastiques conservent leurs qualités. En cas de doute sur un flou d'écran localisé, il suffit de faire un cliché d'une grille antidiffusante fixe. Tout défaut de contact fait disparaître l'image des lames sur une partie du film. 4.11.8. Conclusion Souvent négligé, le choix des écrans est capital. À la différence des générateurs et tables dont la technique évolue peu avec des produits très semblables entre constructeurs, les écrans offrent des possibilités de choix très différenciées. Le domaine évolue beaucoup. Depuis 10 ans environ les écrans ont changé complètement et des nouveautés sont encore récemment apparues, les films viennent récemment de changer. Le problème doit être étudié à la fois techniquement et financièrement, compte tenu du prix élevé. 4.12. Écrans photostimulables Les écrans phosphostimulables seront probablement la technique d'avenir d'acquisition des images radiologiques courantes sans opacification, os, poumon en particulier. Ils représentent un mode d'entrée simple qui modifie au minimum les conditions de travail. Ces écrans sont connus sous divers noms, écrans à mémoire, écrans phosphore, système Fuji, PCR, etc.. 4.12.1. Principe physique 4.12.1.1. Principe de base Le récepteur formé de Fluoro Bromure de Baryum, dopé à l'Europium (Ba Br F, Eu++) est soumis à un rayonnement X ; au lieu de libérer immédiatement l'énergie absorbée comme les écrans renforçateurs courants, il la retient pour former un image latente. 155 Imagerie par les rayons X et radioprotection Cette énergie est secondairement libérée lorsque le récepteur est soumis à une lumière de longueur d'onde précise. Cette libération d'énergie est proportionnelle au débit de lumière fournie par un laser et à l'énergie emmagasinée. L'énergie libérée sous forme de lumière peut alors être enregistrée par un détecteur. L'éclairement par le faisceau laser très fin balaye l'écran, l'énergie lumineuse libérée est détectée et numérisée. Une reproduction numérique de la surface du détecteur peut alors être enregistrée et traitée. Les écrans se présentent dans les dimensions classiques de la radiologie, protégés par des cassettes semblables aux cassettes avec couple écran-film. Le principe de base a été développé et commercialisé par FUJI qui reste le principal fournisseur. D'autres constructeurs, à partir des produits FUJI pour certains d'entre eux, ont commercialisé des systèmes divers pour des usages spécifiques ou pour être inclus dans leurs réseaux d'imagerie numérique. Photon X Laser stimulant énergie stimulée image latente Figure 64 : processeur d'image sur écran à mémoire. 4.12.1.2. Courbe de réponse L'étendue de sensibilité de l'écran PCR (Photostimulable Computed Radiography) est de l'ordre de 10 4 pour les doses reçues (pour mémoire le film a une dynamique d'exposition de 10 2). La relation entre l'énergie reçue et l'énergie libérée est linéaire, de sorte qu'une erreur modérée d'exposition sera plus facilement tolérée que par un film dont la réponse est sigmoïde (courbe sensitométrique). 4.12.1.3. Résolution spatiale La résolution pratique sur les matériels réalisés est donnée par une matrice de 2048 2 au maximum alors qu'un AL donne en numérisation une matrice 1024 et en reprographe une matrice 4000 x 5000. 4.12.1.4. Réglage du balayage laser Le balayage laser se déroule en trois temps : - un premier balayage grossier de l'ensemble de la surface détecte la surface réellement utilisée, les limites laissées par les localisateurs et définit le niveau moyen d'énergie libérée ; - le deuxième balayage recueille réellement l'image en modulant l'intensité du fais-ceau laser sur l'énergie ; - pour terminer, la plaque est totalement déchargée par une irradiation lumineuse forte. 4.12.2. Traitement Après exposition dans un matériel radiologique classique la cassette est introduite dans un système analogue à un "plein jour" utilisant des films. 156 Imagerie par les rayons X et radioprotection Après lecture de l'écran, l'information numérique est traitée (filtrage de rehaussement de bords, modification de contraste) et transcrite par un reprographe laser sur film et développée. Le traitement dure quatre minutes avec un débit maximum de 20 clichés par heure, donc nettement plus lent que celui d'un film. La numérisation de la lumière émise à la suite du balayage par le faisceau laser est faite sur une matrice à peu près constante quel que soit le format (1700 x 2300) et sur 10 bits de profondeur. 4.12.3. Performances 4.12.3.1. La dose de rayonnement X La dose nécessaire pour donner une image correcte est voisine de celle employée avec des couples écrans-films de rapidité 400 (voir écrans renforçateurs) soit environ 0,25 mGy pour obtenir une densité de 1 sur film. Ces couples écran-film sont parmi les plus rapides utilisés pour la radiologie osseuse du rachis en donnant des résultats satisfaisants. Cependant on ne peut juger de la densité moyene obtenue sur PCR puisqu'au traitement, une correction est apportée. Diminuer cette dose entraîne une détérioration de la qualité. Par contre, la grande latitude d'exposition permettrait une erreur de constantes jusqu'à quatre fois. On ne peut considérer que cette tolérance autorise à supprimer tout contrôle d'exposition mais permette une grande tolérance. 4.12.3.2. Courbe FTM La performance globale du PCR est superposable à celle d'un couple film-écran de rapidité 250 environ. 4.12.3.3. Résolution maximale La résolution est fonction de la taille de la cassette PCR utilisée, alors que celle du couple film-écan est liée aux deux composants. Résolution (paires de lignes/mm) Dimensions 18 x 24 5 24 x 30 3,3 35 x 35 2,5 Tableau29 : PCR. Résolution (paires de lignes/mm) Couple Fin (64) 12 Rapide (400) 8 Tableau 30 : Couples écran-film traditionnels. Le PCR a donc une résolution un peu moindre que des écrans rapides utilisés habi-tuellement en radiologie du rachis, mais qui ne donnent pas de résultats suffisants pour le poumon.. 4.12.3.4. Rapport signal / Bruit Le bruit peut avoir plusieurs causes. 157 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Tout d'abord, la diminution de la dose d'exposition diminue obligatoirement le rapport S / B. - Ensuite, aux doses d'exposition choisies, la fluctuation quantique liée au faible nombre de photons (rapidité 400) devient préoccupante. - Enfin, le bruit est lié aux caractéristiques propres des écrans PCR. Particulièrement dans les zones peu exposées, si l'on cherche au mieux la réduction d'exposition, le bruit reste un problème pour tous les récepteurs très sensibles. 4.12.3.5. Correction de l'image Le post-traitement, soit automatique, soit réalisé sur console permet d'exploiter au mieux l'image par renforcement de contours, masque flou, etc... La latitude d'exposition corrige les erreurs, diminue les clichés mis au rebut et donne une qualité reproductible. 4.12.4. Détecteurs au sélénium Les détecteurs au Sélénium pourraient représenter une phase suivante dans les détecteurs pour numérisation. Ce principe bien connu avec la photocopie Xerox est basé sur le système suivant. - Le Sélénium est chargé positivement par passage à proximité d'une électrode à haute tension ; Sous l'effet d'un rayonnment X, le sélénium devient conducteur et perd une partie de sa charge électrique : l'effet est linéaire, proportionnel au nombre de photons. La charge électrique résiduelle est captée et numérisée. Les avantages allégués (Philips) seraient : - une réduction du bruit puisque les manipulations sont peu nombreuses, - une grande latitude d'exposition, - une très bonne sensibilité, - une rapidité du cycle de fonctionnement. 4.12.5. Conclusion Les écrans à mémoire photostimulables représentent une solution d'avenir sur le plan des performances numériques. On peut souligner cependant une infériorité en matière de résolution spatiale, de temps, de traitement et de coût, mais la capacité de traitement numérique pourrait probablement compenser. Par ailleurs la durée d'usage des matériaux n'est pas connue. 4.12.6. Références Physical Aspects of photostimulable phosphor computed radiography. A. W. Cowen, A. Workman and J. Price. British Journal of Radiolgy 1993 ; 66 : 332-345. 4.13. L'amplificateur de luminance, scopie et graphie Pendant les soixante premières années des RX, le seul moyen pour suivre la dynamique des images était la radioscopie qui nécessitait le noir absolu, une très longue accom-modation et ne procurait qu'une image grossière. Toute augmentation de l'irradiation étant exclue, seule l'amélioration de la détection était envisageable, d'où la recherche d'une amplification de la lumière. 4.13.1. Rappel sur la Physiologie de la vision 4.13.1.1. Unités de mesure 158 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'intensité lumineuse d'une source peut varier. Pendant longtemps, l'unité fut la bougie aisément identifiée. La candela l'a remplacée, de valeur comparable mais elle définit de manière rigoureuse (intensité lumineuse émise par 1 cm2 d'un bain de platine à température de solidification, etc). Très approximativement, une ampoule à incandescence émet 1 à 2 candela par Watt. La luminance (autrefois brillance) définit un rapport de l'intensité lumineuse à la surface d'émission. L'unité est le Candela / mètre carré 1 candela / 1 mètre carré Il existe bien d'autres unités (lux, lumen) d'éclairement ou de flux lumineux dont nous n'avons pas usage ici. 4.13.1.2. Exemples de niveaux de luminance La luminance d'une surface émissive varie considérablement et l'œil réagit de manière très différente selon le niveau lumineux. Les niveaux de luminance les plus faibles mettent en jeu les bâtonnets de la rétine, très sensibles mais à la faible discrimination spatiale et colorée (vision nocturne). Un fort éclairement utilise les cônes (vision diurne). Des exemples simples de luminance peuvent être fournis (voir page suivante). 4.13.1.3. Relation entre luminance et acuité visuelle La vision avec les bâtonnets ne permet guère une acuité meilleure que 1 mm à 50 cm après accommodation de plusieurs minutes, alors que les cônes permettent une acuité, dans les meilleures conditions de 0,05 mm, et 0,2 mm en moyenne. 4.13.1.4. Accommodation à l'obscurité La vision dans le noir, lorsque l'on arrive d'une région éclairée, exige une accom-modation. Avant de faire une radioscopie, un séjour dans le noir absolu de 10 minutes était indispensable. Cette accommodation améliore l'acuité visuelle aussi bien que la discrimination du contraste (tableau 31). 4.13.2. La radioscopie traditionnelle Jusque vers 1965 l'écran de scopie traditionnelle faisait dans le noir absolu par examen direct d'un écran placé dans le faisceau de aryons X..L'écran de scopie, constitué de Sulfure de Zinc émet un rayonnement jaune-vert, couleur à laquelle l'œil est particulièrement sensible. L'écran luminescent estdoublé d'un écran de verre au plomb qui transmet la lumière en arrêtant les RX. La protection de l'opérateur est également assurée par des panneaux plombés périphériques et surtout par une collimation du faisceau. Les constantes utilisées étaient, sur un abdomen : 85 à 100 kV et 2 à 3 mA que l'on compare aux paramètres de la radioscopie télévisée (quasiment identiques ) ou de la radiographie. - Scopie traditionnelle : le temps d'exposition dépasse souvent 5 minutes ; l'exposition est donc : 159 Imagerie par les rayons X et radioprotection Limite inférieure de sensibilité des cônes Limite d'adaptation après 10 heures 3.10-2 cd / m2 3.10-6 cd / m2 Surface de la lune au clair de lune 1.10-4 cd / m2 2,5.103 Papier blanc sous un clair de lune 3.10-2 Papier blanc à la lumière du soleil 3.104 Scopie abdominale après accommodation 1 à 3.10-3 3.10-1 Papier blanc sous un ciel sans lune Papier blanc à 1 mètre d'une bougie lecture facile cd/m2 Écran de T.V 7.102 à 2.103 Disque solaire 16.108 Flash électronique 1010 cd / m2 Tableau 31 : Luminance de quelques surfaces - - 100 kV, 2 mA multiplié par 300 secondes soit 600 mAs, - alors qu'un cliché d' abdomen à 100 kV exige 60 mAs. Pendant un examen digestif, la radioscopie prudente irradie autant que les clichés (une dizaine par examen). Scopie télévisée : les constantes sont de même ordre que celles de la scopie traditionnelle. Contrairement à une idée répandue, la scopie télévisée ne représente donc pas une économie d'exposition pour le malade mais seulement un confort visuel pour le médecin. Les installations modernes mesurant le temps de scopie télévisée, les constantes étant affichées sur le pupitre, il est conseillé à un étudiant de comparer l'irradiation actuelle due à graphie et scopie. Certaines installations de radiologie vasculaire ou interventionnelle donnent la possibilité d'augmenter l'intensité qui atteint 10 mA ; l'irradiation devient alors extrême et dangereuse pour l'opérateur comme pour le malade. 4.13.3. Amplificateur de luminance 4.13.3.1. Constitution de l’appareil L'Amplificateur de Luminance (AL et anciennement Ampli. de Brillance) comprend un tube à vide de grande taille, contenant deux groupes d'écrans et des électrodes d'accélération et focalisation. 4.13.3.1.1. Le tube à vide Il permet l'accélération des électrons sans interactions. C'est un cylindre de 25 cm de diamètre et une longueur équivalente. (Nous prenons le format le plus courant de 25 cm de diamètre, mais des dimensions supérieures existent).Sa face antérieure est bombée pour résister à la pression de l'air (1 kg par cm2). L'ensemble est protégé mécaniquement contre les chocs et contre les rayonnements X propres de l'ampli (accélération des électrons par 25 kV donc créateur de rayons X) par une gaine. 4.13.3.1.2. L'écran primaire Il se décompose en deux parties accolées. 160 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Une couche sensible aux RX, convertissant les photons X (20 à 120 keV) en photons lumineux (1,5 à 3 keV). Sa constitution est voisine de celle d'un écran de scopie ou d'un écran renforçateur. Une photocathode qui, sous l'action des photons lumineux, libère par effet photo-électrique des électrons dont l'énergie propre est faible. En pratique, les cristaux composant ces deux couches ont été formés par croissance de l'un sur l'autre de manière à avoir une liaison intime. 4.13.3.1.3. L'écran secondaire Situé à l'extrémité opposée du tube, il recueille les électrons accélérés et les convertit en photons lumineux. 4.13.3.1.4. Le groupe d'électrodes Il assure deux fonctions. - L'accélération des électrons qui acquièrent une énergie correspondant à la différence de potentiel (30 kV). La focalisation de ces électrons : ceux-ci sont émis par une surface de 22 cm de diamètre et sont projetés sur l'écran secondaire mesurant 2 à 3 cm de diamètre en conservant l'image de l'écran primaire. Cette focalisation peut être réglée par des variations de potentiel (lentille électronique) de sorte que l'écran secondaire recueille la totalité de la surface de l'écran primaire ou seulement une partie de celle-ci (focale variable). 4.13.3.2. Fonctionnement de l’ampli de luminance 4.13.3.2.1. Principe de base Le principe de base de l'amplificateur de luminance tient à 2 données opposées. On ne peut multiplier directement les photons lumineux. Tout système optique (lentille, miroir) recueille une partie seulement des photons émis, celle qui se trouve dans l'angle solide formé entre la source et l'ouverture optique, en absorbe une partie et redistribue dans l'espace le restant La luminance d'une image à la sortie d'un appareil optique est inférieure à la luminance de l'image initiale (microscope, jumelles ou viseur photo), même si la surface de sortie est réduite. Il est possible de fournir une énergie supplémentaire à un électron en le soumettant à une différence de potentiel et donc de faire une amplification. 4.13.3.2.2. Rendements énergétiques On peut essayer de situer l'AL dans la succession des transformations d'énergie de la chaîne radiologique. 70 à 80 % de l'énergie électrique (kV x mAs x temps) du générateur radiogène est transmise au niveau de l'anode. La transformation d'énergie électrique en RX a un très mauvais rendement, moins de 1%. 99 /100 de l'énergie est donc absorbée à divers stades dans le tube sans fournir autre chose que de la chaleur. L'émission de RX est distribuée dans toutes les directions de l'espace (360°) et seule une très petite partie de cet espace (10 à 20° d'angle solide) est utilisée à la sortie du tube. Si bien que 1/50 environ du Rayonnement X sort du tube. Une grande partie du rayonnement est atténuée (95 à 98%) dans la traversée du sujet radiographié. Le rendement d'un écran de scopie est voisin de 5%, c'est-à-dire que 5% de l'énergie X touchant l'écran est absorbée et transformée en lumière. 161 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ainsi pour des constantes de scopie de 100 kV et 2 mA soit 200 Watt l'énergie atteignant l'écran primaire, après atténuation par un objet, est : 200 W x 70% x 1% x 1 /50 x 1/100 x 5% soit 0,0003 Watt L'éclairement créé au niveau de l'écran scopique est donc infime. 4.13.3.2.3. Transformations d'énergie Globalement toute transformation d'énergie se fait à perte. Dans l'ampli de luminance, le gain se produit à un seul niveau, lié à l'accélération des électrons par la différence de potentiel. Le photon X initial a une énergie moyenne de 60.000.eV, (100 kV aux bornes du tube). L'écran primaire de l'ampli absorbe au mieux 20% des photons X (mieux que l'écran de scopie simple), et par effet photoélectrique émet des photons. On peut considérer que l'énergie moyenne absorbée rapportée à 1 photon X est 12 000 eV (60 000 eV x 0,2). L'écran émet des photons de lumière visible (2 eV en moyenne) dont 1000 environ sont dirigés vers la face opposée à l'arrivée des RX et sont utilisés à la phase suivante, soit 2 000 eV au total . La photo cathode sous l'action des 1000 photons lumineux, émet 20 à 50 électrons (dont l'énergie cinétique est quasi nulle puisque arrachée par 2 eV). Tous les électrons libérés sont alors captés et accélérés sous une différence de potentiel de 25 000 à 30 000 Volt. Chaque électron acquiert alors une énergie de 30 000 eV. Si on ne prend que 20 électrons, cela représente une énergie totale de 600.000 eV focalisée sur l'écran secondaire. C'est là la phase d'amplification. Les électrons en frappant l'écran secondaire émettent un flux de photons lumineux, environ 50.000 (2 eV par photon), soit 100.000 eV visibles de l'extérieur. Cette succession de pertes et d'amplification aboutit au gain de l'amplificateur. 4.13.3.2.4. Gain électronique On calcule ainsi le rapport entre le nombre de photons lumineux obtenus par ampli de luminance (50 000) et par scopie traditionnelle (1 000) : 50 000 photons / 1000 photons soit un gain électronique de 50 (valeur indicative minimale) 4.13.3.2.5. Rôle de la géométrie de l’A.L. / Gain géométrique Le diamètre de l'écran primaire est voisin de 200 mm. Le diamètre de l'écran secondaire est voisin de 20 mm. Le rapport de surface entre les deux écrans est le carré du rapport des diamètres, soit 100. Les électrons émis par 100 mm carré de l'écran primaire sont concentrés sur la surface correspondante de l'écran secondaire de 1 mm carré, soit un gain géométrique de 100. 4.13.3.2.6. Gain total Le gain total est le produit du gain électronique par le gain géométrique, soit 5 000 dans notre exemple. En fait la performance d'un écran de scopie de référence est difficile à définir et cette notion de gain est imprécise, ne pouvant être mesurée. On préfère utiliser le facteur de conversion. 4.13.3.3. Caractéristiques des amplificateurs de luminance 162 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.13.3.3.1. Champ de l’ampli L' ampoule de verre, pour des raisons de résistance mécanique est un appareil à symétrie circulaire. L'écran primaire est donc circulaire. Le diamètre d'entrée définit la dimension maximale de l'objet radiographié. À cette dimension maximale, il faut associer les diamètres réduits obtenus grâce à la focalisation électronique variable. On rencontre généralement les associations : 22 cm / 16 cm ou 22 cm / 12,5 cm. Il a été construit des amplis à focales multiples dans un même tube : 22 cm / 19 cm / 16 cm / 12 cm. Ces valeurs correspondant à des dimensions en pouce de 9 / 7 / 6 / 5 pouces. Les tendances actuelles portent, en particulier par la numérisation, vers des amplis dont le diamètre est plus important, 30 cm, 35 cm, jusqu'à 50 cm (radio pulmonaire). Le prix est fonction approximative du volume et limite l'utilisation de très grands champs. Celui-ci avoisine 500 000 F pour un AL de 30 cm, 1 MF pour un ampli de 45 cm. 4.13.3.3.2. Gain de l’ampli Le gain d'un amplificateur en électronique compare l'amplitude du signal de sortie au signal d'entrée. Dans un A.L., il est difficile de comparer des photons X à l'entrée à des photons lumineux en sortie. On compare donc pour une même intensité de RX les performances d'un écran de scopie et d'un A.L. Un gain total de 10 000 à 20 000 est banal mais surtout on retiendra que aucune comparaison n'est possible entre appareils de constructeurs différents puisque l'écran de référence n'est pas standardisé. 4.13.3.3.3. Facteur de conversion Plutôt que le gain, il est préférable de mesurer la luminance de l'écran de sortie lorsque l'écran primaire reçoit une irradiation X déterminée. Le rapport luminance / RX est appelé facteur de conversion, mesuré en Candela par mètre carré et par milliRoentgen (70 cd / mR est alors une valeur moyenne). Le facteur de conversion permet de suivre sur une installation les performances réelles d'un A.L. et donc d'en déceler le vieillissement. Ceci est possible grâce à un matériel spécial utilisé par les techniciens de maintenance (mesure de l'exposition et de la luminance de sortie). 4.13.3.3.4. Rapport signal / bruit Le bruit est associé à tout appareillage électronique. Dans une chaîne TV avec AL, le bruit est traduit par l'aspect de "neige" sur l'écran de TV. Le bruit est là, lié essentiellement à la fluctuation quantique de l'image initiale qui s'accompagne d'un gain important. L'image vue est donc le résultat d'un compromis entre le niveau d'irradiation, aussi faible que possible et le gain d'AL aussi élevé que possible. Lorsque l'A.L. sert essentiellement au centrage avec une irradiation minimale (pédiatrie), l'image peut être médiocre avec un gain élevé. À l'inverse, la scopie vasculaire peut exiger une très bonne image (bruit réduit) même au prix d'irradiation élevée En pratique, le raisonnement précédent associe le gain de l'AL au gain de la chaîne TV. 4.13.3.3.5. Rémanence L'émission luminescente stimulée par le rayonnement X ou celle de l'écran secondaire ne cesse pas dès la fin de la stimulation, mais décroît de manière exponentielle en fractions de seconde. Cette rémanence peut jouer un rôle néfaste dans la photographie de phénomènes en déplacement rapide (radiocinéma coronaire), puisqu'une image persiste alors que le phénomène est terminé (ce même phénomène est remarqué sur les prises de vues sportives de nuit, dans la persistance de phares automobiles sur l'image, alors que les structures moins lumineuses disparaissent plus rapidement). La rémanence gênante en coronarographie est négligeable en radiocopie. 163 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.13.3.3.6. Résolution spatiale La résolution, la définition de l'image finale est liée à la qualité des écrans primaire et secondaire. - Accolement des deux constituants de l'écran primaire. - Finesse de la structure de l'écran secondaire : à ce niveau, l'image est 10 fois plus petite. Une résolution de 20 paires de lignes à l'entrée demande 200 paires de lignes au millimètre sur l'écran secondaire. - L'optique électronique ne doit pas créer de distorsion supplémentaire. 4.13.3.3.7. Contraste Le contraste comparé entre deux parties différentes de l'image ne peut être aisément mesuré. Le contraste de l'ampli de luminance est médiocre car il existe une rétroaction entre les deux écrans. L'écran secondaire présente une luminescence sur ses deux faces, vers l'extérieur mais également vers l'intérieur, cette lumière retrodiffusée éclaire à son tour, de manière uniforme, la photocathode qui émettra des électrons ne représentant aucune image mais éblouissent l'écran secondaire. La dynamique de l'image de l'AL est limitée. 4.13.3.3.8. Fonction de transfert de modulation / FTM Les courbes FTM qui associent les variations de contraste et la résolution permettent de mieux percevoir les caractéristiques des A.L., d'autant que ceux-ci sont toujours associés à d'autres systèmes optiques (lentilles, caméra vidicon, etc). On peut y lire par exemple que tel appareil a une FTM de 40 p de lignes au cm, mais avec un contraste de 5%. La FTM est donc indispensable pour comparer deux AL. 100 % 10 % Fréquence Figure 65 : FTM des constituants et accessoires de l'AL et FTM résultante. 4.13.3.4. Les inconvénients de l’Ampli de luminance L'ampli de luminance est coûteux, il doit être associé à une chaîne T.V. également coûteuse, son développement est donc limité. On ne peut placer un AL dans toute salle de radiologie. 164 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'irradiation, malgré l'opinion favorable que l'on a, est élevée, autant que la scopie traditionnelle par unité de temps (il suffit de regarder les constantes réelles), mais étant largement utilisée, elle est à la source d'irradiations excessives. On admet une dose peau de 1 à 5 Roentgen (1 à 5 cGy à faible profondeur) par minute pour une scopie de l'abdomen. La loupe électronique est source supplémentaire d'irradiation. La luminance de l'écran secondaire est obtenue par un nombre défini d'électrons, que ce nombre d'électrons soitt obtenu par la surface totale de l'écran primaire, ou, en champ réduit. Le même nombre de photons est, en champ réduit, obtenu par un nombre identique de photons X, mais concentrés sur une surface plus réduite, donc avec des constantes inversement proportionnelles à la surface. Si le champ étudié est réduit de moitié en surface (par changement du champ 22 cm pour un champ de 16 cm) l'irradiation du champ d'entrée double, avec un doublement des milliampères. Certaines installations récentes augmentent le diamètre du diaphragme de l'optique de sortie d'AL lorsque le champ décroît, ce qui atténue cette augmentation d'irradiation. 4.13.3.5. Variantes L'amplificateur de luminance actuel ne présente que peu de variations (les constructeurs sont peu nombreux). Nous ne détaillerons pas certaines variantes telles que celles qui ont été produites par oude delft (delcalix). L'amplificateur plan où l'amplification est assurée par des semi-conducteurs sous forme d'une plaque de quelques cm d'épaisseur, n'est pas sorti de la théorie. Les amplificateurs de lumière à usage militaire qui n'ont pas de couche sensible aux RX, mais le principe est celui décrit plus haut. 4.13.4. Conclusion L'amplificateur de luminance reste encore pour longtemps irremplaçable pour suivre en scopie directe des phénomènes mobiles, pour centrer des régions anatomiques et obtenir rapidement des images d'incidence parfaite. Il est l'une des voies obligatoires de l'imagerie numérique. 4.14. Utilisation de l'amplificateur de luminance Un Amplificateur de Luminance doit obligatoirement être complété par un système de transmission d'image (scopie) ou d'enregistrement (graphie, cinéma, numérisation). La toute première génération d' A.L. (1955 ) permettait l'examen direct de l'écran secondaire par une loupe et dans le noir. L'irradiation était très faible (50 microAmpère), mais le confort limité. 4.14.1. Répartiteur de lumière L'image recueillie sur l'écran de sortie de l'ampli de luminance est utilisée de diverses manières ; il est même possible d'associer des accessoires multiples grâce à un répartiteur de lumière. - - Une lentille dont le foyer est situé dans le plan de l'écran secondaire de l'AL donne une image à l'infini, les rayons parallèles sont repris par une deuxième lentille située à une distance quelconque et focalisée sur le plan focal de l'appareil qui reprend l'image. L'association de deux lentilles optiques permet donc de transmettre une image à distance, éventuellement après réflexion sur un miroir. Un système optique recueille une part seulement des photons émis par une surface lumineuse, celle contenue par le cône ayant pour sommet un point de la surface émissive et pour base le système optique. L'ouverture de l'optique est définie par le rapport du diamètre à la distance focale de l'optique. Elle se présente sous la forme d'un rapport 1/f ; plus cette valeur "f" est faible, meilleure est l'efficacité de l'optique. Les optiques utilisées en radiologie ont généralement une très grande 165 Imagerie par les rayons X et radioprotection - ouverture (1,2 ou 1 ou moins que 1 alors que les optiques photographiques grand public ouvrent à 1,8 au mieux) donc un coût élevé. Un miroir qui fait un angle de 45° dévie la lumière de 90°. La lumière peut être dirigée par un miroir basculant ou tournant dans l'axe du faisceau vers plusieurs utilisations successives : caméra de télévision ou de cinéma, appareil photo. Le miroir peut être semi-transparent, c'est-à-dire qu'il réfléchit une proportion définie de lumière (9/10 de la surface est traitée pour être réfléchissante, le restant est transparent) et laisse passer le reliquat. L'un des faisceaux forme une image télévisée, l'autre peut être utilisée en cinéma ou radiophoto. Les répartiteurs de lumière associent ces éléments pour obtenir deux ou trois directions selon les usages souhaités. 4.14.2. Ampliphotographie L'ampliphotographie est la photographie de l'écran secondaire de l'AL. Cette méthode après une phase de développement modéré est en voie de disparition. 4.14.2.1. Format Le choix des films (films en rouleaux, à bords perforés ou non, en feuilles séparées, de 70 mm, 100 mm ou 105 mm) est imposé par le constructeur. 4.14.2.2. Motorisation La motorisation de l'appareil permet des clichés en série de 1 i/s à 8 i/s de phénomènes rapides tels que la déglutition ou les mouvements antro-pyloriques. 4.14.2.3. Irradiationnécessaire à l'exposition Grâce au gain de l'A.L., elle est inférieure à celle du couple film-écran classique au tungstate de calcium. Cette réduction est de l'ordre de 4 pour une image de radiologie digestive par rapport à un couple écran standard. Ce gain diminue lorsque l'on compare avec les écrans "terre rare". 4.14.2.4. Qualité de l'ampliphotographie Elle est comparable à celle de la radiologie avec écrans renforçateurs pour la résolution spatiale et le contraste, et même probablement meilleure pour la radiologie digestive très contrastée. 4.14.2.5. Distinctions On doit distinguer la radiophotographie utilisée pour la radio pulmonaire systématique de l'ampliphotographie que nous venons de voir. La radiophoto recueille par l'intermédiaire d'un système optique réducteur de format (miroir concave) l'image formée par un écran renforçateur (sans amplification électronique). La dose d'irradiation est environ 5 fois celle nécessaire pour un cliché radiographique standard. 4.14.2.6. Intérêt de l'ampliphoto Il tenait à : - Une qualité d'image voisine de celle procurée par le couple film-écran. Une économie dans l'achat de film, Une réduction de manipulation : le technicien n'est plus obligé à changer une cassette pour chaque cliché ou série très courte de clichés, le récepteur de film ampliphoto pouvant recevoir 20 à 40 images ne sera manipulé qu'une fois au début et en fin d'examen. 166 Imagerie par les rayons X et radioprotection - La capacité de réaliser des séries de clichés à un rythme rapide de 2 à 8 images par seconde, utiles en radiologie digestive (bouche oesophagienne ou antre) ou radiopédiatrie (où la réduction d'irradiation est également appréciée). 4.14.2.7. Inconvénients - Coût de la caméra. Exiguïté de l'image qui ne peut être étudiée à plusieurs médecins. Difficulté de présentation des séries d'images, les fournisseurs s'étant désintéressés de tous les problèmes de lecture. Limitation de la dimension des structures radiographiées par le diamètre de l'ampli à 22 cm ou rarement 30 cm. Un estomac peut difficilement être vu en entier, jamais un oesophage ou un arbre urinaire entier. 4.14.2.8. Principales utilisations En fait, l'usage de l'ampliphoto est resté cantonné à des domaines spécifiques : radiologie digestive (clichés nombreux), pédiatrie (réduction de dose), salle d'opération. L'emploi en radio osseuse est inadapté. Cette technique est remplacée par les techniques d'imagerie numérique. 4.14.3. Radioscopie télévisée L'ampli de luminance sous une irradiation continue fournit un image de radioscopie qui peut être examinée : - soit directement grâce à un système optique qui associe seulement lentilles grossissantes et miroirs constituant le procédé le plus économique mais maintenant le médecin au contact du patient ; soit reprise par une caméra de télévision et transmise à distance. 4.14.3.1. Principes généraux de la télévision Nous décrirons très superficiellement cet ensemble technique et dans la mesure où ces notions ont une application directe en radiologie. Une chaîne télévisée associe : - un élément détecteur transformant l'image "photographique" en signal électrique d'intensité variable : la caméra ou tube analyseur ; un élément reproducteur convertissant les variations du signal électrique précédent en image : le moniteur de télévision qui est très voisin de l'écran cathodique ; un système assurant l'analyse et la reproduction simultanée des points correspondant de l'image : système de synchronisation. 4.14.3.2. Tube analyseur L'image étudiée est projetée par un système optique sur la photocathode de l'analyseur. La photocathode est une lame constituée d'éléments semi-conducteurs distincts mais accolés. Un semi-conducteur photoconducteur placé dans un circuit électrique a une résistance infinie à l'obscurité, alors que sa résistance diminue lorsqu'il est éclairé : l'intensité du courant dans le circuit comprenant un tel semi-conducteur est fonction de l'éclairement. Dans le tube analyseur le circuit électrique est constitué par : - un faisceau très fin d'électrons, d'intensité constante, émis par un canon à électrons et dirigé sur la photocathode ; 167 Imagerie par les rayons X et radioprotection - une résistance variable semi-conductrice, appartenant à la photocathode, sur laquelle est focalisée l'image et qui module donc le courant en fonction de l'éclairement ; une surface conductrice transparente (aluminium très mince, quelques microns) placée sur la face antérieure de la photocathode et à travers laquelle se forme l'image collecte le courant électrique modulé par la résistance variable de la photo cathode éclairée par l'image étudiée ; un faisceau électronique qui balaie toute la surface de la photocathode (voir syn-chronisation) et ainsi à l'éclairement de chaque point de l'image correspond une intensité électrique. Selon la nature de la photocathode, on parle de tube analyseur vidicon ou plumbicon ou autre. Les caméras de TV amateur ou grand public fonctionnent selon ce principe ; les caméras professionnelles (TF1,A2,etc) ont souvent des principes différents. Les CCD (Détecteur à Couplage de Charge) ont un principe plus complexe, sont plus sensibles et commencent à être employés. balayage synchro centrale TV A.L. signal vidéo Vidicon Figure 66 : schéma d'une chaîne télévisée. Figure 67 : tube vidicon. 168 tube cathodique Imagerie par les rayons X et radioprotection dispositif de concentration dispositif de déflexion revêtement conducteur couche luminescente wehnelt cathode 1ère anode anode d'accélération ergots de contact THT 10 à 15 kV Figure 68 : tube image. 4.14.3.3. Moniteur ou tube image Comme dans un tube cathodique un faisceau d'électrons balaie l'écran cathodique ; la luminescence est en chaque point fonction de l'intensité du faisceau. Le faisceau balaie la totalité de l'écran et pour chaque point de l'écran du tube image, l'intensité du faisceau est liée à celle qui a été déterminée par le tube analyseur. Figure 69 : balayage du faisceau d'électrons sur un écran de TV lignes alternativement paires et impaires. 4.14.3.4. Synchronisation Les faisceaux du tube analyseur et du moniteur que reproduit l'image doivent parcourir leurs surfaces respectives de manière coordonnée, 1ère ligne simultanément, puis ligne suivante, etc. Un système extérieur associé au tube analyseur synchronise les deux balayages. Une impulsion négative de forme déterminée indique une fin (ou le début) de ligne. Le parcours d'une ligne dure un temps fixé (52 microsecondes) et le temps entre deux lignes dure 12 microsecondes. Lorsque le nombre de lignes de l'écran est parcouru un signal différent indique le retour en début d'écran : ceci peut se comparer à la lecture d'un livre ligne après ligne et page après page. Le signal électrique transmis de la caméra vers le moniteur vidéo associe en fait deux signaux : - vidéo correspondant aux variations d'intensité de l'éclairement de l'image, synchro qui synchronise les balayages des deux tubes. 4.14.3.5. Caractéristiques du balayage télévisé 169 Imagerie par les rayons X et radioprotection La surface de l'écran est parcourue complètement 25 fois par seconde. Un écran est constitué de 625 lignes parcourues successivement. Pour éviter le scintillement d'une illumination à 25 périodes, l'écran est alternativement parcouru sur toutes les lignes paires puis impaires soit 50 balayages par seconde (fréquence du courant électrique). Ces valeurs expliquent que 625 x 25 lignes soient parcourues par seconde soit 64 micro-secondes par ligne. Ce temps se décompose en 52 microsecondes pour parcourir la ligne et 12 pour ramener le faisceau à l'origine de la ligne suivante. On peut admettre qu'une ligne d'écran se décompose en 625 x 4/3 points (rapport largeur/hauteur de l'écran) soit environ 850 points. Le nombre de points analysés chaque seconde sur une image rectangulaire courante est donc : 25 * 625 * 850 = 8 millions Le signal qui transmet l'image varie donc 8 millions de fois par seconde : 8 millions de Hertz. Les systèmes les plus performants utilisent jusqu'à 1 200 lignes. En pratique radiologique l'image est circulaire et la bande passante est divisée par deux environ . 4.14.3.6. Réglage de la scopie télévisée Deux réglages sont possibles. - - Réglage de l'exposition.. Il est évident que les règles habituelles de la radiologie restent valables. Il est nécessaire d'augmenter les kV et les mA à mesure que l'épaisseur de la région étudiée croît. Sur un abdomen de face et un sujet moyen les constantes sont de l'ordre de 90 kV et 1 mA. Une colonne lombaire de profil peut demander 100 kV et 3 mA (à n'utiliser qu'avec précaution pour ne pas détériorer le tube RX et ne pas irradier abusivement le malade). La régulation automatique par le générateur peut agir soit sur les mA seulement, (généralement plus irradiant) soit sur kV et mA . Il est nécessaire de fournir à l'écran secondaire une quantité de lumière suffisante à la caméra TV, moins sensible quel'œil. Il est possible de choisir soit une image de belle qualité avec un compromis faible kV, mA élevés et forte irradiation, soit faible mA, kV élevé et irradiation plus faible. Cette dernière solution doit être la régle en radiopédiatrie ou chez les sujets jeunes et lorsque la scopie a un rôle de centrage exclusif. La plus irradiante pour le patient est préférable en cardiologie adulte où les risques radiques pour un patient âgé ont un importance relative moindre (l'irradiation de l'opérateur est par contre réduite lorsque l'on utilise un kV plus faible). Réglage de l'écran TV. Le réglage optimal d'un moniteur de télévision se fait sur mire. On doit éviter de modifier ce réglage pour compenser une mauvaise image due à un réglage X incorrect. En principe le fond de l'écran doit être noir au repos et le contraste ne doit pas éblouir. Une scopie télévisée de mauvaise qualité est souvent le résultat d'un mauvais réglage de moniteur. 4.14.4. Magnétoscope 4.14.4.1. Volume d'information Un magnétophone, pour enregistrer des sons dont la fréquence maximale est 20 000 Hz exige le défilement linéaire de 4,75 cm/s (au minimum dans une cassette, car les magnétophones à bandes bien meilleurs défilent à 9,5 cm/s et même 19 cm/s). Le signal télévisé comporte une fréquence de 8 MHz, soit 400 fois plus. L'enregistrement magnétique nécessiterait une vitesse de défilement de 20 m/s ; une cassette de magnétophone de 1 heure enregistrerait seulement 8 secondes d' image ! L'artifice consiste à enregistrer des pistes obliques sur la bande magnétique par un double défilement, à vitesse réduite de la bande, à plus grande vitesse et obliquement de la tête 170 Imagerie par les rayons X et radioprotection d'enregistrement de sorte que transversalement chaque ligne transversale de la bande magnétique porte une série de pistes décalées, chacune correspondant à une ou plusieurs lignes. 4.14.4.2. Enregistrement du signal télévisé Les magnétoscopes enregistrent le signal télévisé selon des normes très différentes propres à chaque marque ou groupe de marques. Dans le domaine médical l'enregistrement est compliqué par la brièveté des séquences contrastant avec un long délai de synchronisation du défilement des têtes d'enregistrement ou de lecture. Les magnétoscopes grand public destinés à traiter des films durant de longues minutes ne sont pas adaptés aux nécessités médicales. 4.14.4.3. Enregistrement sur disque magnétique analogique Il représenterait éventuellement une solution plus souple mais dépassée par le déve-loppement de la numérisation. 4.14.5. Numérisation de l'image L'amplificateur de luminance est à la base de la numérisation d'image. La caméra de numérisation est semblable, mais en plus performant, à la caméra utilisée en scopie : voir la numérisation. Le stockage magnétique des images numériques est plus simple à utiliser que le stockage analogique du magnétoscope ; elle le remplace presque complètement. 4.14.6. Conclusion L'AL n'est utilisable que par ses accessoires multiples ; il est aujourdhui la base de la numérisation d'image. 4.15. Tomographie La tomographie a été une technique majeure de la radiologie. L'évolution des tomographes complexes a, un temps, présenté le même attrait que celui des générations de scanographes aujourd'hui. Les scanographes qui sont des tomographes (imagerie en coupe) particuliers, l'I R M et bientôt le morphomètre 3D qui ajoutent des reconstructions et des coupes dans tous les plans de l'espace avec une meilleure qualité d'image associée à d'autres informations font disparaître la tomographie sauf dans des situations particulières (UIV, panoramique dentaire, radiologie d'urgence à distance d'un scanographe). Ce cours est donc simplifié, négligeant les aspects devenus trop historiques. La tomographie isole l'image d'une zone de section limitée d'un volume radiographié. Les solutions mécaniques à ce problème sont multiples, le scanner ou tomodensitomètre étant une solution numérique au même problème. 4.15.1. Principe général Le mouvement tomographique combine les déplacements homothétiques (les dépla-cements des éléments se font simultanément avec conservation des angles et des rapports de longueur par rapport à un point) de deux des trois éléments du trinôme. Foyer radiogène - Objet radiographié - Récepteur 171 Imagerie par les rayons X et radioprotection F2 F1 B dans un plan parallèle différent O Centre de rotation A point dans le plan passant par O B2 O2 O1 B1 A2 A1 Figure 70 : formation de l'image tomographique. L'image O1 de O reste à la même distance de A1 et à distance variable de B1. Prenons le cas d'un déplacement du foyer et du récepteur autour d'un point fixe situé à la hauteur de l'objet. Le centre du récepteur R, l'axe de rotation O et le foyer F restent constamment alignés. - - L' image O' du point O situé en prolongement de l'axe de rotation coïncide avec le centre R de la cassette ; l' image O' du point O est donc parfaitement nette. L' image d'un point A situé dans un plan passant par O et parallèle au plan de déplacement du récepteur est un point A' tel que : O'A' = OA x Agrandissement La distance O'A' est constante donc A' est net. L'image d'un point situé dans le plan parallèle au récepteur et passant par l'axe de rotation est nette. L'image B' d'un point B situé à distance du plan OA se trouve selon sa position tantôt d'un côté, tantôt de l'autre par rapport à O'. L'image d'un point situé en dehors du plan de netteté est donc floue La tomographie permet d'isoler les constituants d'un plan de l'objet en laissant floues les autres structures. Une démonstation géométrique de même ordre montrerait l'effet des déplacements du couple foyer-objet ou objet-film. 4.15.2. Réalisations mécaniques Deux des trois éléments du trinôme se déplacent simultanément, de manière conjuguée selon trois principes. 4.15.2.1. Mouvement du foyer et du récepteur Ce principe, objet fixe et mouvement du couple foyer / film est le seul conservé aujourd'hui. Il a deux modalités, où le tube (et parfois le récepteur) se déplacent : - soit sur deux plans parallèles au plan de table (planigraphie), soit pendulaires autour du pivot de rotation (mouvement Grossman). Ces deux mouvements procurent des images de qualité équivalente malgré des différences théoriques (agrandissement variable ou exposition non homogène). 4.15.2.2. Mouvement du tube et de l'objet 172 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ce système, rarement utilisé seul, n'est pas mécaniquement logique puisque l'on déplace les éléments les plus lourds, tube et patient. Combiné au premier principe, il permet des temps de pose très courts pour un grand angle de coupe. 4.15.2.3. Mouvement du récepteur et de l'objet Cette méthode avait donné les premières coupes axiales avant le scanographe. 4.15.2.4. Autres réalisations L'orthopantomographie : c'est une combinaison de deux types de prise de clichés. - - La tomographie : le foyer radiogène subit un déplacement autour d'un pivot. En fait trois axes sont successivement utilisés correspondant à trois plans de coupes : - branche horizontale droite de la mandibule, - symphyse mentonnière, - branche horizontale gauche. L'orthographie : prise de cliché à travers une fente mince et avec déplacement simultané du foyer et du film. Cette association procure des images fines des structures situées dans le plan alvéolaire. La tomographie simultanée : elle utilisait plusieurs couples film-écrans se déplaçant parallèlement, soit en bloc, soit en glissant discrètement l'un par rapport à l'autre (synchroplanigraphe) et procurait plusieurs coupes décalées d'une valeur prédéfinie pour une seule exposition (l'atténuation à travers un couple d'écrans est environ 10%). Ces systèmes peu répandus ont disparu. 4.15.3. Les diverses Le mouvement du tube peut être uni ou pluridirectionnel. 4.15.3.1. Rectiligne Dans le premier principe, le trajet du couple tube-récepteur peut être linéaire, la conception est mécaniquement simple et sur les tables télécommandées la qualité de réalisation procure un résultat certes inférieur à ceux des balayages complexes mais le plus souvent satisfaisant . 4.15.3.2. Complexe Sous ce terme, on rassemble des parcours du tube et du film selon un trajet combinant un déplacement longitudinal et transversal : sinusoidal, circulaire, elliptique, hypocycloidal, spiralé. Les matériels les plus connus étaient le Polytome Massiot-Philips et le Stratomatic CGR, appareils strictement spécialisés mais aux possibilités inégalées en tomographie osseuse. Evolution ultime d'un principe, ils étaient d'une grande complexité mécanique et ont été remplacés par le scanographe. 4.15.4. Le réglage du Plan de coupe Le niveau de l'axe de pivotement détermine la région nette (plan de coupe). 4.15.4.1. Déplacement du patient La distance entre l'axe de pivot et le foyer, le pivot et le film est constante, l'agran-dissement est constant (FR/FO) ; le changement de plan de coupe est assuré par déplacement du plateau porte-patient (polytome) relativement au pivot fixe. 4.15.4.2. Déplacement du pivot 173 Imagerie par les rayons X et radioprotection On fait varier la position relative du pivot entre foyer et film. Il est possible de réduire la distance entre plan de table et plan de film, mais les tomographies ont un coefficient d'agrandissement légèrement variable. Les deux conceptions ont leurs partisans et leurs points de supériorité. Certains craniographes permettent des tomographies avec un agrandissement adapté à chaque cas. 4.15.4.3. L'orientation du plan de coupe Le plan du récepteur et son plan de translation peuvent différer : le plan de netteté ou plan de coupe est parallèle au plan du film ; ce phénomène est exploité sur le polytome ou certains craniographes. Les essais de tomographie avec un amplificateur de luminance ont produit des coupes en segment de sphère, équivalent de la forme de l'écran de l'amplificateur de luminance. 4.15.5. Les caractéristiques de l'image tomogra-phique La théorie de formation de l'image tomographique définit que les points situés sur le plan de coupe sont nets alors que les points hors plan de coupe sont flous. La coupe tomographique n'est pas l'équivalent d'une radiographie de coupe anatomique. L'image tomographique contient les images de tous les points de l'objet radiographié, les uns nets, les autres plus ou moins flous selon leur distance au plan de coupe. 4.15.5.1. Le flou en tomographie Notre réflexion se basera uniquement sur le premier principe de tomographie, de très loin le plus répandu. Les notions sont cependant généralisables. 4.15.5.1.1. Flou géométrique L'agrandissement est parfois plus important qu'en radiographie simple car l'espace mécanique de déplacement de la cassette doit être réservé. Le foyer radiogène peut être plus grand en raison d'une distance foyer-film plus élevée et surtout d'une augmentation de la charge thermique (voir tube RX) ; ainsi avec un agrandissement 4/3 et un foyer 1,2 mm le flou géométrique mesure 0,4mm. 4.15.5.1.2. Le Flou d'écran Le flou de récepteur est lié au "grain d'écran" mais aussi à l'obliquité du rayonnement incident sur le couple film-écran. La différence de projection des images entre les deux faces du film peut atteindre 0,2 mm pour un angle de coupe élevé. Le choix du foyer optimal et de l'écran optimal doit être soigneusement pesé ; rappelons que le choix GF + écran fin est certainement le moins efficace. 4.15.5.1.3. Le flou de mouvement Le temps de pose généralement long majore le risque de bougé du patient ; en UIV, 0.3 à 0.5 secondes sont souvent jugés longues pour le cliché standard et l'on accepte 1 seconde pour la tomographie, le flou de bougé passe inaperçu à côté du flou tomographique! On néglige à tort les jeux mécaniques de l' appareil : l' alignement : - foyer du tube (1mm environ dans une masse de 30 kg ) ; axe de rotation, éventuellement pluridirectionnel ; centre de cassette dans un tiroir associé à une grille devrait être maintenu avec un jeu nettement inférieur à la taille du foyer. L'expérimentation montre l'inutilité de choisir un trop petit foyer (inférieur à 0,6mm). 174 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.15.5.1.4. Le flou tomographique Tout point situé hors du plan de netteté ou plan de coupe donne une image floue, dont la forme est liée au type de balayage, appelée traînée de balayage. Lorsque l'on prend un balayage rectiligne pour référence la longueur de cette traînée de balayage est fonction de la distance au plan de coupe et de l'angle formé par les positions extrêmes du foyer avec l'axe de pivotement du système tomographique. Pour un point A situé à une distance OA du pivot, un angle de coupe a, on démontre facilement la longueur de la traînée T : Traînée = OA x Agrandissement x tg(a / 2) • Application numérique. Un point de plomb situé à une distance de 10mm de l'axe de pivottement, avec 40° d'angle de coupe et un agrandissement de 4/3 donne une traînée de : 2 x 10mm x 4/3 x tg( 40°) = 9,6mm On pourrait de même calculer : - pour un angle de 10° une traînée de 2,3mm, pour une distance OA = 100mm une traînée de 96mm. Or plus la longueur de la traînée augmente, plus son opacité se répartit et décroît. La traînée d'un balayage complexe a une forme identique à celle de la trajectoire du tube. Le balayage circulaire s'écartant de 40° du rayon principal est un cercle dont le diamètre mesure la traînée de balayage décrite ci-dessus avec le même angle de 40°. Cette traînée circulaire se répartit sur une distance multipliée par Pi (le balayage complexe pour un angle de coupe identique produit une traînée de balayage beaucoup plus floue, plus diluée). La supériorité des balayages spiralé ou hypocycloidal est due à une dilution plus grande encore (4,5 à 5 fois). Eventuellement, des artefacts de balayage peuvent créer des points de surdensité relative par recroisement de traînées de balayage de structures séparées ou non. 4.15.5.1.5. Le flou résultant Le flou résultant de la composition des diverses causes de flou se calcule ou s'estime selon les méthodes déja vues. Considérons un tomographe fournissant un agrandissement 4/3, avec un foyer 1mm,et un angle de coupe de 20°. Les flous pour un point situé à 2 mm du plan de coupe mesurent : - flou géométrique flou d'incidence flou d'écran traînée = 0,35mm = 0,2mm = 0,2mm = 0,5mm Ainsi, il existe une zone très voisine du plan de coupe où le flou de balayage tomographique a des dimensions voisines des autres causes de flou. Le flou résultant d'une tomographie est toujours supérieur au flou obtenu sur un cliché standard. La tomographie n'est pas le moyen de trancher des problèmes d'images très fines (spicule périosté, fracture du scaphoide). 4.15.5.2. Épaisseur de coupe tomographique On assimile à tort l'image d'une coupe tomographique à la radiographie d'une coupe anatomique. L'image tomographique contient les images de toutes les structures de l'objet mais seules les structures les plus importantes par leurs dimensions, leur densité, leur proximité seront reconnaissables. 175 Imagerie par les rayons X et radioprotection La notion d'épaisseur de coupe (ou zone de netteté) est associée à celle de flou acceptable. Si une image permet la reconnaissance de la structure qui l'a créée, celle-ci est reputée située dans le plan de coupe. Le rappel de données cliniques explicitera cette conception. Nous réalisons couramment avec les mêmes conditions tomographiques (angle de coupe de 40°, foyer, agrandissement) des explorations des organes aussi différents que UIV, poumon, crâne, or, nous n'éprouvons pas la nécessité de conserver un espacement identique entre les coupes. L'image de contour rénal peut être relativement floue, en particulier aux deux pôles, une seule coupe peut procurer l'information essentielle d'une sécrétion symétrique. À l' opposé, les coupes de rocher sont rapprochées de 2 ou 3 mm. L'épaisseur de coupe est la zone voisine du plan de coupe dont les éléments sont supposés donner une image tomographique utilisable ; elle mesure : Épaisseur = (Flou maximal admis) x agrandissement x 1/tg(a/2) Dans des conditions identiques, pour un flou admissible inférieur au millimètre l'épaisseur de coupe vaut 2 mm ; un flou admissible de 2 mm correspond à une épaisseur de 5 à 10 mm ; il vaudrait mieux utiliser le terme de distance entre coupes qui répond mieux à la réalité pratique que celui d'épaisseur de coupe faussement précis. 4.15.5.2.1. Épaisseur et angle de balayage En conservant les réserves exposées ci-dessus on peut rappeler une formule traditionnelle liant épaisseur de coupe et angle de balayage : Épaisseur de coupe x angle de balayage= 70 Si l'on admet un flou total voisin de 0,75 mm (valeur de flou considérée comme bonne), ainsi un angle de coupe de 30° fournit une épaisseur de 2 mm,si l'on est très exigeant sur la netteté. 4.15.5.2.2. Épaisseur de coupe et Trajectoire L'épaisseur de coupe est liée à l'angle maximal de déplacement du coule foyer - récepteur, donc indifférent au type de balayage. Par contre un balayage complexe étale les traînées de balayage et donne donc une coupe plus pure. 4.15.5.2.3. Catégories de tomographies - La zonographie pour un angle inférieur à 6° et une épaisseur de 10 à 20 mm. - La tomo en coupe épaissepour un angle de 10 à 20°. - La tomo en coupe mince au-delà. 4.15.6. Qualités du cliché tomographique 4.15.6.1. Plan de coupe Il ne suffit pas de placer le patient sur une table et de déclencher l'appareil pour obtenir des coupes satisfaisantes. Une tomographie de profil du rachis exige que tous les points identiques (épineuses ou articulaires) se trouvent à la même distance du plan d'appui pour se trouver sur le même cliché tomographique et permettre une lecture comparative. La rigueur dans le positionnement croît à mesure que l'épaisseur de coupe sera plus fine. Le positionnement doit donc répondre à des règles particulières (soulèvement localisé par des coussins ou des cartons dont 6 ou 8 représentent 10 mm, correction de la lordose lombaire par exemple). Il n'est pas toujours possible de rendre une stucture rectiligne et parallèle au plan de coupe (rachis de face) ou seulement parallèle (trachée, rein, etc ) ; d'où des positionnements obliques (T.F.I.) ou aussi et même plus rigoureux (face, rocher, odontoide, épaule) qu'en radiologie de routine. 176 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.15.6.2. Sélectivité - - Les éléments anatomiques situés dans le plan de coupe doivent être visibles. Les éléments hors plan de coupe doivent être "invisibles". Cette notion, associée à l'épaisseur de coupe est évidemment un compromis où flou admissible et angle de coupe jouent le rôle prédominant, mais également comme nous l'avons souligné plus haut taille du foyer, structure anatomique et trajectoire. L'espacement entre coupes devrait être déterminé par la différence établie entre les images : deux coupes successives doivent montrer des éléments distincts et aucun élément entre coupes ne doit être perdu. 4.15.6.3. Pureté de coupe Les traînées de balayage doivent gêner le moins possible la lecture. La dilution ou l'étalement de la traînée est augmentée lorsque l'angle de coupe augmente mais surtout avec une trajectoire complexe. Une coupe mince peut être parasitée par les traînées de composants de contraste élevé (air, métal, os compact). 4.15.6.4. Netteté La netteté en tomographie est une notion un peu paradoxale puisque le flou est la condition même de l'image ; "la tomographie consiste à fabriquer du net avec du flou" (Pr Fischgold). Nous avons décomposé les causes de flou, plus importantes ici qu'en radiologie standard. 4.15.6.5. Contraste d'image 4.15.6.5.1. Le contraste d'objet Le contraste dépend du contraste d'objet et des lois régissant le contraste radiant, c'est-à-dire de la qualité du rayonnement et de l' antidiffusion. On admet que le contraste dépend : - d'une part, de manière positive, de l'épaisseur absolue de la zone constituant l'image, donc de l'épaisseur de la couche tomographiée ; - d'autre part, négativement, de l'épaisseur totale de l'objet ; les stuctures des coupes voisines créant des traînées parasites, même si elles ne sont pas individuellement reconnaissables ; le rayonnement diffusé est plus important et moins bien éliminé. Ainsi les coupes minces sont moins contrastées que les coupes épaisses : on peut ainsi conseiller des angles de balayage étroits lorsque la région anatomique volumineuse fait craindre un contraste faible (les tomographies lombaires de profil relèvent de balayage circulaire à faible angle plutôt que du spiralé) 4.15.6.5.2. La variation d'incidence C'est un élément favorable à la mise en évidence d'anomalies invisibles, selon la loi des tangences, pour le rayon directeur. 4.15.6.5.3. Les constantes La conception des tomographes impose généralement : - un temps d'exposition lié au temps de déplacement imposé par l'angle de coupe, une gamme limitée d'intensités (mA). De sorte que le KV n'est pas libre : on peut ainsi être obligé de travailler à KV trop bas en pédiatrie ou en radiologie pulmonaire. 177 Imagerie par les rayons X et radioprotection Nulle part autant qu'en tomographie, il est fait appel aux filtres pour corriger les inégalités d'exposition sur les films (filtre à mediastin, compensation par des sacs de farine, etc.). 4.15.6.6. Noircissement Le choix de constantes se fait par tatonnement et tableau de constantes. Il est possible de prévoir pour chaque région le bon choix en appliquant des formules simples. - Le balayage linéaire à 30° exige un doublement de l'exposition par rapport aux constantes sur la même région en incidence standard non tomographique. Les balayages complexes peuvent necessiter une multiplication par 3 à 5 de l'exposition. L'épaisseur traversée varie considérablement avec l'obliquité du rayonnement. Le plus souvent dans les positions extrêmes l'épaisseur est plus grande ; cependant dans la tomographie de la charnière cervico-dorsale, les positions latérales rencontrent une épaisseur moindre justifiant une trajectoire circulaire ou hypocycloidale. 4.15.7. Le risque radique La tomographie est trés fortement irradiante. Chaque coupe demande une exposition 2 à 5 fois plus importante qu'un cliché standard. Les coupes sont multiples (5, 10 ou 16 sur une même région). Le mouvement tomographique concentre cette irradiation sur la zone étudiée, alors que la dose superficielle est plus étalée. Certains organes comportent un risque majoré, tels que thyroide dans les tomos cervicales, cristallins dans toutes les tomos de tête où un positionnement en appui frontal (incidence PA) réduit la dose cristallin. Un petit écran plombé sur l'orbite peut réduire la dose cristallin dans la tomo de rocher et incidence AP. 4.15.8. Conclusion La tomographie classique perd de son intérêt, les tomographies osseuses sont le plus souvent très avantageusement remplacées par un examen scanographique. Pour résoudre des problèmes simples, elle garde l'avantage de la diffusion des matériels et de l'économie. La tomographie ne remplace pas des clichés standard de qualité, en particulier pour l'analyse du squelette ; elle ne dispense pas d'une analyse soigneuse des clichés : trop souvent on fait une tomographie dès qu'une image n'est pas comprise ou de mauvaise qualité d'incidence ou de contraste. 4.16. Numérisation d'image Le stade actuel d'évolution des techniques de commmunication passe aujourd'hui par la numérisation, télévision, téléphone, disques, télécopie-Fax, etc. L'imagerie médicale ne peut y échapper. Jusqu'ici, sur les appareils de mesure (du temps, de température, de vitesse de véhicule ou de rotation d'un moteur, d'intensité ou résistance électrique), une aiguille se déplace de manière analogique au phénomène lui-même : la colonne de mercure monte de manière analogique à la température, la montre tourne de manière cyclique analogiquement au temps. La position approximative de l'aiguille permet de reconnaître cette valeur alors même que les chiffres ne sont pas visibles : certaines montres modernes négligent les chiffres, les remplacent par de simples points ou même offrent un cadran nu, le point correspondant à 0 heure peut être placé en n'importe quel point du cadran. La lecture de l'heure est instantanée, quoique approximative (à 5 minutes ou un quart d'heure près). Par ailleurs sur ce cadran les déplacements d'aiguille sont continus ; tout au plus peut-on placer un contact sur le chemin d'une des aiguilles pour faire sonner un réveil. 178 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les instruments modernes numériques affichent des nombres avec une précision extrême et même excessive. Connaître l'heure à la seconde près lorsque l'on se déplace (sauf dans le sport), connaître la température avec des fractions de degré n'a guère d'intérêt dans la vie courante ; de plus la lecture de ces écrans est souvent moins agréable, demande plus de temps que de suivre les aiguilles d'un cadran. Par contre ces appareils "numériques" ont multiplié des aides, inconnues auparavant, à la vie courante, la montre chronomètre est peu coûteuse, le réveil alerte séparément monsieur et madame ou allume la cafetière et la télévision, un appareil donne souvent alternativement plusieurs valeurs correspondant à des sources différentes. Cette génération d'appareils numériques, outre un coût réduit (pour certains objets de très grande consommation) apporte surtout des possibilités de traitement des informations (accès à l'annuaire téléphonique et à tout le service minitel) ; la transformation en nombres, la numérisation ("digitalization en américain) a transformé l'emploi des appareils de la vie courante ; elle envahit le domaine de l'imagerie médicale. 4.16.1. Phénomène / Signal / Signes Un coeur qui bat, phénomène biologique peut se manifester par plusieurs phénomènes physiques, bruits du coeur au stéthoscope, pouls à distance, potentiel électrique ou magnétique, mouvement échographique, etc, perçus par des modalités physiques différentes. Ce phénomène physique peut être le recueil d'une activité spontanée (ECG) ou d'une action d'un moyen extérieur (Rayons X, écho, catéhétérisme). Une partie de chacun de ces phénomènes sera traduite en signaux. Le signal est la transcription et l'enregistrement de phénomènes physiques, mais d'une partie seulement de ces phénomènes : un ECG ne représente pas toute l'activité électrique du coeur, mais seulement les variations de potentiel en un nombre limité de points cutanés, une coupe échographique ne montre qu'une partie du coeur, une sonde intra cardiaque peut enregistrer bruits et pressions ou l'un seulement de ces deux phénomènes dans une gamme limitée de fréquences, etc. Ce que nous détectons n'est qu'une partie du phénomène physiologique, limitée par les capacités des détecteurs. Un phénomène en trois dimensions (volume anatomique) ou même en quatre dimensions (volume + temps) est traduit sur un document en deux dimensions, film, papier, écran d'ordinateur. Un phénomène périodique n'est recueilli que dans une gamme de fréquences ou une durée de temps limitée. Le signal est donc obligatoirement réducteur d'une réalité et non pas la réalité elle-même. - Phénomène : ensemble de variations affectant dans son fonctionnement un organisme ou un système physiologique. Signal : variations d'une grandeur physique qui peut être enregistrée. Signe : élément de langage ou de communication qui permet de reconnaître la nature ou de prévoir l'évolution d'un phénomène . 4.16.2. Les signaux analogiques 4.16.2.1. Caractéristiques Le signal analogique évolue, de manière analogue au phénomène, comme le phénomène étudié lui-même, le déplacement de l'aiguille ou du tracé, l'intensité d'éclairement de l'ampoule électrique est une représentation de la réalité du phénomène étudié. Le signal analogique est continu et variable . Il peut être détecté, enregistré ou reproduit de manières diverses, sons, tracé sur un papier, déplacement d'aiguille sur un cadran, intensité de courant électrique. L'enregistrement peut être accessible directement à nos sens, ligne sur un papier, image photographique développée ou inaccessible sans média technique, enregistrement magnétique ou enregistrement sur un disque de musique. Les organes sensoriels sont sensibles uniquement à des phénomènes physiques analogiques, dans les limites physiologiques, son (entre 20 et 20 000 Hz), lumière (0,4 à 0,8 nm), image supérieure à 0,1 micromètre, etc. 4.16.2.2. Détérioration du signal : le bruit Le phénomène étudié est transformé en signal, mais cette reproduction est imparfaite : 179 Imagerie par les rayons X et radioprotection - l'appareillage peut ne détecter qu'une partie des signes, il peut n'enregistrer que certaines fréquences, les détecteurs sont en nombre limité ; des signes extérieurs peuvent interférer (mouvements respiratoires détectés en même temps que le battement cardiaque) ; l'appareillage lui-même peut introduire des modifications ; on connaît le souffle d'un appareil sonore ou la neige d'un écran de télévision lorsqu'il ne détecte aucun signal ; ce type de manifestation existe aussi en même temps que le signal et s'y ajoute. Les sillons des disques musicaux en vinylite s'usent avec leur utilisation, altérant les sons aigus et introduisant des sons nouveaux. Ces deux manifestations surajoutées, interférences et manifestations propres du matériel sont dénommés bruit. On les connaît aussi dans le domaine sonore comme "parasites". Le bruit détériore le signal. 4.16.2.3. Catégories de bruits Le bruit peut appartenir à des catégories variées, certaines sont totalement aléatoires, d'autres, au contraire sont liées à une cause connue et ont des caractéristiques physiques propres et connues (bruit respiratoire, fréquence d'activité musculaire striée, fréquence d'oscillation d'un circuit électronique, 50 Hz de l'EDF). Même aléatoires, certaines règles peuvent être reconnues à un bruit. Cette connaissance permettra éventuellement d'en réduire les effets. 4.16.2.4. Rapport signal / bruit L'utilisateur d'un signal souhaite distinguer celui-ci du bruit, qui pour lui, est une gêne. Le rapport signal bruit doit donc être optimisé : - en recherchant le meilleur signal d'emblée par la qualité des appareillages ou des détecteurs, des connexions internes, l'intensité du phénomène physique d'origine ; - en corrigeant les causes de bruit : qualité des lignes d'alimentation, amélioration de conception des amplificateurs, choix des composants. L'analyse des facteurs de bruit permet de reconnaître la présence de fréquences particulières, de phénomènes répétitifs que l'on peut contrebalancer en rajoutant leurs inverses au signal reçu ; il existe des méthodes analogiques pour cela. La numérisation ne peut être faite que sur un signal analogique ; celui-ci doit donc avoir la meilleure qualité possible car le bruit analogique sera lui aussi numérisé. S ignal / Signal Bruit / Bruit S / B = 3S/ /32 B = 3 / 32 45 40 Signal + Bruit Signal + est Bruit Le signal altéré Le signal est altéré 35 35 30 30 25 25 20 15 15 10 10 signal signal d'origine d'origine 5 bits (5 bits==11àà32) 32) 55 0 bruitaléatoire aléatoire bruit (2 (2 bits bits = =0 0 àà 3) 3) Figure 71 : rapport signal / bruit. 4.16.2.5. Dynamique du signal Le détecteur d'un signal peut ne recueillir qu'une partie du phénomène : on sait que le téléphone transmet les sons seulement entre 100 Hz et 2000Hz, ce son est moins bon que celui d'une radio FM qui transmet de 30 Hz à 12000 Hz et encore moins que le disque compact numérique qui sur une bonne chaîne HiFi passe de 180 Imagerie par les rayons X et radioprotection 20Hz à 20 000 Hz : cette étendue de reproduction est la dynamique dde fréquence du signal. On peut aussi parler de dynamique d'amplitude, lorsque le sons les plus intenses ou les plus faibles ne sont pas recueillis. 4.16.3. Les signaux en deux ou trois dimensions Le signal ECG, variation d'une amplitude avec le temps est unilinéaire facilement suivi par l'œil. Une photographie (comme toutes les images) offre une infinité de lignes de variation de signal, verticales, obliques, horizontales, plus difficiles à analyser. En simplifiant, on peut dire que l'image-signal doit être décomposée, balayée en lignes parallèles horizontales, chacune permet de reconnaître des variations continues, analogiques comparables à celles du signal linéaire ci-dessus ; mais pour faire une étude analogique, complète, rigoureuse de l'image, il est nécessaire d'explorer toutes les orientations différentes de l'image c'est-à-dire une infinité de lignes. D'autres types de balayage sont envisageables, comme un balayage spiralé sur une image circulaire. La décomposition analogique d'une image en deux dimensions est donc simplifiée si l'on analyse selon deux axes qui définissent la valeur de toutes les zones susceptibles d'être numérisées. 4.16.4. Les données informatiques L'informatique baigne notre monde ; tout radiologue doit avoir des connaissances de base sur l'informatique. Ce bref résumé est destiné à définir certains mots ou notions. Il doit être complété par une culture générale dans ce domaine. 4.16.4.1. L'unité informative La réponse à la question la plus simple comporte deux possibilités : oui (présence) et non (absence), vrai / faux qui sont transcrits symboliquement en 1 (vrai ou présent) et 0 (absent ou faux). Ce couple 1 / 0 constitue l'unité informative minimale et est appelée bit. 4.16.4.2. Transcription en binaire Tout nombre en base 10 peut être transcrit en base 2, (numérisation binaire). La suite des nombres s'écrit : 0 pour 0 1 10 11 100 101 110 111 1000 en base 2 1 2 3 4 5 6 7 8 en base 10 4.16.4.3. Codification Un code peut faire correspondre à un nombre, une information telle qu'une lettre, un nombre ou toute autre donnée. Ainsi un ensemble de 8 bits (octet) permet de compter de 0 à 255 ( 28 ). Ce système d'octet peut servir à retranscrire un autre code, 256 caractères par 256 valeurs différentes d'octets . a est ainsi lié à l'octet 97 et A à l'octet 65 ; ce code permet aussi de représenter un chiffre par un code ; 1 est l'octet 49, 2 par 50 etc.. Le mot octet sera donc traduit par une suite de nombres : 111(o) -99 (c)-116(t)-101(e)-116(t), ou plutôt en binaire : 01101111 (soit 111) - 01100011 (soit 99) etc. Parmi ces 256 codes peuvent être incluses outre les valeurs alphabétiques et numériques des informations plus spécifiques, des commandes comme : fin de ligne de texte sur une imprimante ou sonnerie. Le code le plus courant est ASCII (American Standard Code for Information Interchange). 181 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ainsi une succession de bits passant dans un ordinateur contient à la fois les caractères d'un message (lettres d'un mot ou chiffres d'un nombre) et les caractères de commande d'un traitement. La machine découpe cette succession de bits, recompose les octets et reconnaît au passage les caractères de commande des caractères alphanumériques. 4.16.4.4. Les langages Divers langages (basic, Pascal, C etc.) savent recomposer un message dans cette succession de bits. Des mots de commandes ou instructions sont composés de groupes d'octets comme "charger un programme (load)", "imprimer (print)", "introduire une donnée (input, get)" et permettent de créer un programme informatique. Les langages deviennent progressivement plus complexes en réalité, mais visent à être totalement transparents pour l'utilisateur qui ne possède plus de connaissances spécialisées. 4.16.4.5. Compatibilité Toute numérisation d'image ou de tout autre signal fait donc appel à des langages spécialisés de traitement de données informatiques ; progressivement, les matériels deviennent compatibles entre eux, mais à priori on doit toujours considérer que des machines de marque différente ne peuvent échanger les données ou les programmes : un PC IBM ne sait pas lire une disquette Apple, un scanographe Siemens ne sait pas lire une bande GE. La normalisation des données d'échange avait été diffusée par l'ACR - NEMA.(American College of Radiology / North american Engineers medical Association). Aujourd'hui on utiise le standard DICOM 3. 4.16.5. Numérisation d'un signal analogique Toute numérisation implique de disposer d'un signal analogique ; la phase de numérisation peut être précoce dès la détection initiale (signal des scanographes) ou tardif (numérisation d'une image radiographique sur film déjà interprété). Nous reprenons l'exemple d'un signal linéaire, ECG. L'opération de numérisation comprend trois phases : 4.16.5.1. Échantillonnage Une référence de temps est choisie, par exemple 10 fois chaque seconde. Évidemment la fréquence de l'échantillonnage dépend de celle du signal. Si les temps d'étalonnage sont trop éloignés par rapport à des phénomènes trop fréquents, un phénomène bref ne pourra être détecté. En règle, la fréquence d'étalonnage doit être double, au moins de la fréquence la plus élevée que l'on numérise (théorème de Shannon). L'échantillonnage du son des disques compacts est 41 000 pour une fréquence sonore maximale de 20 000 Hz. 4.16.5.2. Quantification Pour chaque temps d'échantillonnage une mesure de l'amplitude instantanée est faite. Ce nombre est un nombre entier, c'est dire qu'il arrondit les valeurs ; toute valeur telle que 1,28 est arrondie à 1 ou à 2 soit une erreur d'approximation de près de 100%. L'erreur d'approximation est moindre pour une valeur comme 128,56 arrondi à 128 ou 129 (moins de 1 pour cent). Cette quantification gagne donc à être faite sur une échelle étendue (100, 1000, 10 000 niveaux ou plutôt 27, 210, 214). 182 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.16.5.3. Codage binaire Les nombres fournis par la quantification sont transformés en nombres binaires, bits et octets ou mots de deux octets ou plus ; ces mots sont facilement stockés ou transmis ou traités. Cette phase de transformation d'une valeur analogique en numérique est réalisée par un : Convertisseur Analogique - Numérique = CAN 4.16.5.4. Utilisation d'un signal numérisé. Le signal numérisé peut être : - stocké sur des mémoires spécifiques ; exploité directement de manière numérique : affichage de la fréquence cardiaque du rapport de l'amplitude d'une onde dans diverses dérivations ou autres pour orienter le coeur. Les traitements de données numériques sont un élément déterminant de supériorité que l'on reverra plus loin ; transmis à distance ; transformé en un signal visible analogique sur écran, sur film ou sur papier. Une succession de nombres sur un papier ou un écran ne permet pas de comprendre ce qu'elle représente : une transcription analogique est indispensable. Un écran d'ordinateur (ou la photo d'écran) est une image analogique. Cette transformation est assurée par un : Convertisseur Numérique - Analogique (CNA) Le tracé analogique reconstruit peut être différent du signal initial ; on peut même assurer qu'il est toujours différent du signal analogique initial. 4.16.5.5. Limites de la numérisation Les définitions ci-dessus montrent les limites de la numérisation. - La fréquence d'échantillonnage détermine la limite de fréquence utilisable. - L'approximation de la numérisation par valeurs entières fait perdre les valeurs intermédiaires entre deux échantillons ; lors de la transcription analogique finale le signal est crénelé ou bien il devient nécessaire de recréer un lissage ou des interpolations de valeurs : - création au stade de reproduction d'intervalles d'échantillonnage plus brefs que l'original avec calcul par interpolation des valeurs intermédiaires supposées, - calcul mathématique d'une fonction de courbe continue passant par des points formant une ligne brisée. - La qualité de transcription du signal s'améliore avec la dimension du nombre de transcription ; 64 000 niveaux (2 octets ou 16 bits) font mieux que 256 niveaux (1 octet). On doit distinguer dans la dynamique du signal le rapport entre les fréquences la plus élevé et la plus basse et l'amplitude de niveaux de pas de numérisation entre signal le moins intense et le plus intense. 4.16.6. Numérisation d'une image analogique L'image est en deux dimensions. Nous avions jusqu'ici étudié un signal linéaire. La numérisation d'une image suit les étapes définies : - Échantillonnage : l'échantillonnage commence par découper l'image en surfaces carrées élémentaires d'une matrice carrée ou rectangulaire ; chacun des carrés éléments d'image est appelé pixel (Picture Cell) et repéré par ses coordonnées x et y. 183 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Quantification : les lignes sont étudiées les unes après les autres et sur chacune, la valeur de chaque pixel est mesurée ; parfois ce pixel a une structure hétérogène ; la valeur retenue est alors une moyenne, des détails seront donc perdus. Codage : selon des règles définissant à la fois la topographie et la valeur de chaque pixel. 4.16.6.1. Origine des images Les images radiologiques ont des origines différentes. 4.16.6.1.1. Numérisation de documents analogiques déjà utilisés La numérisation des films radiographiques, des photons, passe par des modalités multiples de qualité différente. - - Une caméra de type camescope de résolution TV, soit environ 400 000 pixels pour 5 000F. Une caméra photographique : plusieurs réalisations ont été proposées depuis plusieurs années, certaines avec la résolution de 400 000 pixels (Ion Canon) d'autres plus récentes et plus performantes (Kodak DCS, 1 280 x 1 024 soit 1 310 720 pixels en couleur sur 24 bits, 60 000F). Passage par l'intermédiaire d'une photographie et numérisation sur photo CD Kodak grand public qui stocke une image sur 5 formats différents : - 199 x128, - 384 x 256, - 768 x 512 = format courant qui peut être projeté sur téléviseur, - 1536 x 1024 compressé pour TV Haute définition de l'avenir, - 3072 x 2048 compressé pour image de haute qualité quasi photographique professionnelle. - Un format professionnel 4000 x 6000 est proposé . Ces formats peut être récupérés sur tout système informatique. Scanner d'image transparente ou opaque utilisée couramment en imprimerie 300 à 600 points / pouce soit 12 à 24 points par mm et 10 bits de profondeur sur la largeur d'une radio : 20 000 à 100 000F. 4.16.6.1.2. Numérisation immédiatement après l'acquisition Soit grâce à une caméra à la sortie de l'amplificateur de luminance (625 à 1200 lignes), soit grâce aux écrans à mémoire photostimulables ou comparables (images de poumon sur appareil Philips numérique), le format d'image est généralement 512 ou 1024, 1700, 2000. 4.16.6.1.3. Reconstruction d'images calculées Images fournies par scanographe, IRM en format 256, 512 ou échographie de format plus réduit 128, 256. 4.16.6.2. L'image analogique de référence Si l'on voulait numériser une image radiologique courante, poumon par exemple, les données seraient les suivantes. - - 36 cm x 43 cm de côté avec une résolution de 0,2 mm ; Pour garder la même résolution spatiale, il faut échantillonner deux fois pour 0,2 mm soit 430 mm x 10 pixels / mm soit environ 4 000 pixels ; Une amplitude de noircissement (gamme dynamique du film) de 1 à 1 000 ce qui sera rendu par 10 bits au minimum, alors que 8 bits ne permettraient pas de donner la même amplitude de contraste qu'un film, 12 ou 14 bits sont souvent utilisés en scanographie ou IRM, soit 4 000 niveaux. Une image radiologique pourrait donc représenter un volume considérable. Une image pulmonaire dont la résolution est 0,2 mm demande deux pixels pour stocker 0,2 mm ; le format est 40 x 40 cm ou 36 x 43 cm. 10 bits donnent 210 niveaux (1000) soit 4 000 x 4 000 x 10 = 160 millions de bits 184 Imagerie par les rayons X et radioprotection - ou 20 méga octets (20 Mo). Par contre, les images angiographiques ou les sytèmes basés sur AL corespondent à : Scanographe ancien Angiographie Radiologie 256 x 256 sur 2 octets 512 x 512 sur 10 bits 1024 x 1024 sur 2 octets Tableau 32 130 000 octets 400 000 octets 2 Mo En médecine nucléaire ou échographie, les matrices ont souvent 128 pixels de côté sur 8 bits. 4.16.6.3. Volume de stockage Les matériaux d'enregistrement, magnétiques ou photographiques ont une capacité d'enregistrement limitée de l'ordre de 2 informations par micron de longueur. Une même surface magnétique peut enregistrer : - soit une unité de signal analogique (alternance) avec divers niveaux d'intensité, - soit un bit 1 - 0, présence / absence, sans nuance d'intensité. Ainsi la même information demande une surface de mémorisation beaucoup plus grande en numérique : 16 bits occupent 16 fois plus de place que la valeur analogique correspondante qui porte en plus une valeur d'intensité modulée. Donc, la numérisation oblige à des mémoires beaucoup plus volumineuses que celles que permet l'analogique pour une même image. Par contre, à la lecture, il ne peut y avoir d'ambiguïté et d'imprécision entre 0 et 1 d'intensité très différente, alors que les nuances analogiques peuvent être distordues ou être contaminées par des parasites, bruits, imperfections de surface. Le numérique est plus fiable et mieux conservé que l'analogique. Des algorithmes de calcul peuvent même corriger les erreurs ponctuelles numériques. 4.16.6.4. Traitement des images numériques 4.16.6.4.1. Rappel sur les traitements photographiques Les possibilités de traitement assurent la supériorité de l'imagerie numérique. Diverses méthodes photographiques permettaient depuis longtemps des traitements d'image, parmi lesquelles : - Inversion : le tirage positif de l'image radiologique négative permet des corrections de contraste en jouant sur les caractéristiques de l'émulsion ; en fait, les papiers utilisés ont une latitude de contraste moindre que le film radiologique. - La soustraction simple (simple masque ou double masque) : permet une extraction d'informations différentes entre images évolutives, injection, mouvement, modifications du rayonnement X ; lorsqu'un simple masque est insuffisant car les caractéristiques (courbe sensitométrique) du film masque ne donnent pas un masque parfait, on réalise un deuxième masque de l'image référence doublée du premier film masque. - La soustraction à masque flou : rehaussement de contours et réduction du contraste d'ensemble (également obtenu par un appareil électronique de correction de contraste "LogEtron") : le masque est réalisé par expostion du film de référence à travers une glace de quelques millimètres d'épaisseur ce qui crée un masque flou : la soustraction avec le film injecté conserve en partie les contours de l'image de référence. - Le paraglyphe : addition d'une image avec son négatif légèrement décalé, créant des effets de bord et amplifiant le contraste local. - Extraction de contours par des films à très haut contraste. - Fausses couleurs liées aux densités. 185 Imagerie par les rayons X et radioprotection Mais toutes ces techniques demandaient du temps, 10 minutes pour le meilleur technicien pour une soustraction d'angiographie, plusieurs heures et des matériels spéciaux pour la plupart des techniques et surtout une connaissance technique de haut niveau ; numérisation et informatique ont rendu ces techniques plus faciles et ont même créé des possibilités nouvelles. 4.16.6.4.2. Catégories de traitement d'image Il est indispensable de distinguer des types divers de traitement ; la classification proposée peut donner lieu à discussion, elle n'est certainement pas complète : - manipulation de l'échelle de gris à l'affichage ; - restauration d'image qui intervient de manière objective pour corriger les défauts d'acquisition ou de traitement de l'image ; - filtrage : modification de l'image selon des critères subjectifs pour obtenir des effets particuliers ; - addition ou soustraction de séries d'images ; - mesures sur une image ou une série d'images ; - morphologie mathématique : analyse mathématique et traitement des données d'image, soit pour extraire des informations (analyse de texture), soit pour permettre une analyse associée à un système expert ; - extraction de données à partir de piles d'images de coupes : - reconstructions dans un plan différent - reconstruction de surface - reconstruction de volumes - segmentation de contours - création d'images tridimensionnelles à partir de projections multiples : cerveau ou orthopédie et même 4D si l'on ajoute des déformations dans le temps ; - quantification automatique ou contrôlée : comme mesure de rétrécissement vasculaire ou fraction d'éjection ; - imagerie de synthèse : image créée à partir de données artificielles et arbitraires ; - compression de données : on sait aujourd'hui réduire le volume informatique des images sans altération visible ; - traitement par transformée de Fourier : plus qu'une modalité c'est une méthode donnée en exemple qui peut être employée dans diverses modalités ci-dessus. 4.16.7. Traitements numériques d'image 4.16.7.1. Affichage d'image On ne voit qu'une image analogique sur écran ou sur film, nous appelons cette modalité affichage. L'image numérique peut subir deux types de traitements : - un traitement de fond que nous verrons plus loin, - un traitement adaptatif pour l'affichage qui permet de sélectionner des caractéristiques particulières et de les modifier à la demande. Le chapitre la vision comme appareil radiologique indique combien l'œil et le cerveau sont des outils peu performants ou trompeurs ; les appareillages techniques nous procurent des images bien trop riches qu'il faut traiter sans perte. L'image numérique a une dynamique de 8 à 14 bits, donc en théorie 256 à 4 000 niveaux de gris ; une telle richesse est sans usage pour un œil qui ne reconnaît que 20 niveaux de gris et dont la latitude de contraste ne dépasse pas 60 entre les zones les plus lumineuses et les zones les plus sombres ; or il peut être utile de distinguer sur l'image analogique des détails entre des valeurs proches. 4.16.7.1.1. Ouverture d'une fenêtre 186 Imagerie par les rayons X et radioprotection La fenêtre de lecture sur écran ou sur photo détermine le contraste. Les zones noires et blanches sont déterminées par les valeurs extrêmes de luminance entre lesquelles 10 à 16 nuances de gris sont identifiables. Les données du scanographe sont stockées sur 4 000 niveaux (-1 000 à + 3 000 Unités Hounsfield). Prenons quatre exemples. - - - L'encéphale : les densités extrêmes intéressantes sont 0 pour le liquide ventriculaire et 70 environ pour la substance grise cérébrale ou les tissus pathologiques ; une fenête ouverte entre 0 et 80 donc sur une moyenne de 40 permet de distinguer une dizaine de niveaux comprenant chacun de 5 à 8 unités Hounsfield allant du noir profond de l'eau (densité 0) au gris très clair pour la substance grise. Toute valeur supérieure à 80 paraît blanche et toute valeur inférieure à 0 est noire. Le pancréas : la graisse abdominale a une densité de - 80 à - 100 et doit être distinguée de l'air (-1 000), les viscères digestifs non injectés ont une densité de + 60 à + 80 et jusqu'à 130 (ou plus) après injection ; pour reconnaître des nuances dans le gris du pancréas et distinguer des calcifications, la fenêtre doit s'étendre vers le haut jusque 200 et les détails de graisse distinguée du noir complet des gaz digestifs obligent à descendre vers - 120, d'où une fenêtre étendue de -120 à + 200 soit Niveau = 50, Largeur=350. Le poumon : les détails entre air (-1 000 ) et tissu interstitiel très voisin du fait des volumes partiels et la nécessité de voir quelques détails dans le hile et le médiastin obligent à élargir la fenêtre de 1 000 à +200 soit N= -600 (ou mieux -400) et L= 1200 à 1600. Le squelette : l'os a une densité très élevée et la valeur moyenne atteint ou dépasse + 400 : la fenêtre doit être ouverte de 0 à 2 000 au moins (fenêtre élargie). Ainsi le choix d'une fenêtre de lecture s'adapte aux structures examinées. Selon qu'une région doit ête analysée dans les parties molles ou l'air ou l'os, les valeurs de fenêtre seront modifiées et la manipulation instantanée du contraste n'est possible qu'avec la manipulation de données numériques. En pratique courante de scanographie, d'IRM ou d'angiographie, les valeurs de fenêtre sont généralement connues par l'expérience. 4.16.7.1.2. Sélection de contraste à partir d'un histogramme de densité Cette méthode apporte un élément objectif à ce choix de contraste : la zone intéressante est délimitée ; elle doit contenir tous les types de contraste étudiés, graisse, os, viscère injecté éventuellement. Un histogramme montre la répartition des densités de cette zone, ses bornes, les densités les plus courantes et l'on peut alors choisir les limites de la fenêtre. 4.16.7.1.3. Modification de la courbe de contraste Un affichage simple peut convertir linéairement des valeurs de densité d'image en valeurs de densité d'écran ou de film. Tous les contrastes sont alors mis sur le même plan. La conversion selon une formule plus complexe, logarithmique, racine carrée ou puissance carrée mettra au contraire en valeur tel type de contraste. Il est possible également de privilégier une partie des valeurs. 4.16.7.1.4. Résolution d'écran Une image scanographique courante a une résolution de 256, elle est projetée sur un écran de résolution 1 000 x 1 000 ; ainsi, sur l'écran, un pixel de la matrice de données est projeté sur un carré de 4 pixels-écran de côté soit 16 pixels d'écran ; l'écran mesure 30 cm de côté soit 300 mm, un pixel mesure 0,3 mm de côté, limite de visibilité à 50 cm ; un carré de 16 pixels devient trop visible et l'image quadrillée n'est pas acceptable. Avant projection sur l'écran, un calcul d'interpolation est fait pour assurer une transition entre les valeurs de la matrice initiale. Par exemple, disposant d'une série de pixels d'une matrice 256 de valeur : 40 50 60 40 187 Imagerie par les rayons X et radioprotection qui seraient reproduits sur un écran à raison de 3 pixels d'affichage pour 1 pixel d'image numérique : 40 40 40 50 50 50 60 60 60 40 40 40 47 50 54 57 60 53 47 40 40 L'interpolation aboutira à : 40 40 44 et l'image sera plus agréable, faisant disparaître les paquets de pixels identiques sans que l'information en soit changée ; cette interpolation sur écran ne modifie pas les données de la matrice initiale. 4.16.7.2. Restauration d'image La restauration est un processus objectif corrigeant les altérations de signal que l'on peut objectivement reconnaître et quantifier. Cette restauration est très différente de la filtration, phénomène subjectif de modification d'une image. Un appareillage peut avoir des défauts, les conditions de détection ont des particularités connues ; on peut se rappeler les tracés de potentiels cérébraux évoqués ; chacun des potentiels évoqués ne peut être reconnu au milieu des ondes cérébrales normales ; l'addition d'une série de tracés élimine les composantes aléatoires et seules les valeurs constantes (le potentiel évoqué) ressortent à la fin du traitement. De même des images radiocinématographiques qui sont altérées par la fluctuation quantique peuvent être additionnées pour réduire celle-ci. Dans un scanographe, les 500 détecteurs n'ont pas tous rigoureusement la même courbe de réponse (phénomène de Ring) ; plutôt que chercher à les équilibrer physiquement pour supprimer le ring, on peut apporter des corrections logicielles aux données de la matrice après reconstruction et avant utilisation. L'image formée sur un amplificateur de luminance dont la face d'entrée et l'écran primaire bombé est déformée ; l'image d'un carré devient courbe avec des bords concaves et des angles inférieurs à 90° ; cette déformation étant constante et fixe peut être corrigée, restaurée pour reformer un carré réel. Un nouvel appareil de radiographie pulmonaire Philips acquiert l'image sur un cylindre vertical ; l'image est restaurée pour représenter une projection sur une surface plane. En mammographie, l'effet talon d'anode est important et la zone du mamelon est moins exposée que la partie juxta thoracique ; la répartition d'intensité du faisceau étant connue, il est possible de restaurer l'image comme si le faisceau radiologique était homogène. La restauration est généralement réalisée sans intervention médicale, elle est neutre et non apparente pour le médecin ; elle est souvent faite au moment des opérations de calibrage ou de maintenance d'un système. 4.16.7.3. Filtrage Les filtres peuvent être compris à partir du traitement du son musical sur une chaîne disposant d'un égaliseur qui corrige les sons en fonction de la fréquence. La chaîne HiFi permet de corriger les sons aigus ou graves ; un disque usé produit des bruits de parasites ; réduire les aigus amoindrit l'importance des parasites à haute fréquence. Inversement, privilégier les sons aigus rend plus brillants certains instruments, violon ou trompette. De même, dans une image, on peut décrire des variations de densité évoluant sur : 188 Imagerie par les rayons X et radioprotection - de très courtes distances (faible longueur d'onde et fréquence élevée), comme les contours osseux ou les bords de vaisseaux. Des variations brusques, carrées, ont des composantes à haute fréquence comme le démontre la décomposition d'un sigal carré par transformation de Fourier ; de grandes distances comme la densité hépatique variant légérement autour d'une valeur moyenne. On sait que, sur une image numérique (mais aussi sur film avec des écrans très sensibles), des zones anatomiquement homogènes se présentent comme légèrement granuleuses ; fluctuation quantique lorsque la région traversée est épaisse pour le nombre de photons fournis en angiographie, imprécision de calcul en scanographie ; ce bruit est gênant. Ces filtres changent les caractéristiques spatiales de l'image. Il est possible d'associer plusieurs types de filtrage. Dans un filtrage, la valeur initiale de chaque pixel est modifiée en fonction des valeurs voisines. Nous proposons une représentation à partir d'une matrice 3 x 3 : le filtrage consiste à placer sur le pixel qui nous intéresse le centre de la matrice et à remplacer la valeur de ce pixel central par le résultat de l'opération proposée par la matrice, ainsi sur la matrice montrée en 7.3.1, on multiplie la valeur de chacun des 9 pixels par la valeur affichée (ici +1) et on divise la somme par le nombre de pixels ou un nombre différent (ici + 9) et on affecte ce nombre au pixel central. Il est évident que les coefficients de la matrice peuvent être positifs ou négatifs, identiques ou différents. La matrice peut être 4 x 4 ou 5 x 5 ou asymétrique. 4.16.7.3.1. Filtres de réduction de bruit (passe-bas) Filtre = N/2+((N-1)+(N+1))/4 45 40 (signal + bruit) + filtre de lissage 35 30 25 20 15 10 signal + bruit 5 0 Figure 72 : signal traité par un filtre passe - bas (éliminant les hautes fréquences). Un tel type de filtre facilite le passage des fréquences basses et l'élimination des fréquences hautes auxquelles appartiennent les parasites et le bruit. Le bruit peut être réduit par le lissage de l'image ; un filtre assure ce lissage. Le filtre est déplacé sur chacun des pixels qui est recalculé en fonction de ses voisins, de manière à faire une moyenne locale : chaque pixel de la matrice (256 2 ou 5122) est donc recalculé à partir des 9, 25 ou 49 pixels voisins. Un type de filtre fait la moyenne sur une zone de 9 pixels pour donner la valeur d du pixel central. d = 1/9 |1 |1 |1 1 1 1 1| 1| 1| Le pixel central est remplacé par la moyenne de la zone de 9 pixels dont il est le centre. Ce type de filtre supprime les différences ponctuelles marquées. 189 Imagerie par les rayons X et radioprotection D'autres filtres pourraient être : d = 1/10 |1 |1 |1 1 2 1 1| 1| 1| d = 1/16 |1 |2 |1 2 4 2 1| 2| 1| ou qui lissent moins puisque le pixel central intervient davantage dans le résultat final. Ces filtres de réduction de bruit sont des filtres passe-bas (qui font passer plus bas qu'une fréquence donnée) ou filtre densité, ils correspondent aux filtres graves en musique. Ce type de filtre est adapté aux scanogrammes de foie ou lésions de grande dimension homogènes ou à l'étude des tissus mous paravertébraux ou de disques intervertébraux. 4.16.7.3.2. Filtre de rehaussement de bord (passe haut) 60 Filtre = N x 2 - ((N-1) + (N+1))/2 50 (signal + bruit) + filtre de rehaussement de bords 40 30 20 10 signal + bruit 0 Figure 73 : filtre de renforcement de bords. Un filtre peut inversement privilégier les écarts entre pixels ; plus les valeurs sont éloignées, plus la différence sera accrue ; ainsi les bords de vaisseaux, les irrégularités de structure seront amplifiés. Ce filtre passe-haut peut répondre à l'une des formules suivantes : d = |-1 |-1 |-1 -1 8 -1 -1| -1| -1| d = |0 |-1 |0 -1 5 -1 0| -1| 0| ou 190 Imagerie par les rayons X et radioprotection Ces filtres améliorent l'image de vaisseaux fins ou le scanogramme osseux. 4.16.7.3.3. Filtre de renforcement selon une direction Une matrice asymétrique du type suivant renforcera les bords verticaux ou obliques : d = |-1 |-1 |-1 1 0 1 1| 1| 1| d = |2 |1 |0 1 1 -1 0| -1| -2| 4.16.7.3.4. Masque flou On additionne l'image non traitée à elle-même mais après filtrage passe-bas (éliminant les irrégularités de petite taille). Ainsi, le résultat valorise les anomalies de petite taille, en réduisant les anomalies de grande taille. On peut même valoriser des structures d'une taille particulière. 4.16.7.3.5. Autres filtres Nous n'avons pas la prétention de décrire les filtres mais certains principes de fonctionnement. Divers filtres ont été proposés pour des effets spécifiques, comme sélection de bord, filtrage sur zone plus large que 9 pixels. Il est également possible de filtrer entre plusieurs images (filtre temporel) et d'ainsi réduire les flous de mouvement ou au contraire de supprimer les éléments mobiles d'une image. Le filtrage est un calcul généralement simple, mais qui doit être répété pour chaque pixel ; consommateur de temps, il doit souvent être fait indépendamment des reconstructions, mais les machines récentes peuvent assurer un filtrage en scopie numérique. Nous avons donné un exemple facilement assimilable car arithmétique des filtres. Une autre manière de les expliquer consiste à partir d'un profil de densité d'une ligne d'image ; à cette courbe, ou plutôt à sa fonction on peut apporter des modifications comme prendre non pas cette fonction mais sa dérivée, à modifier un coefficient, etc. 4.16.7.4. Inversion / Addition / Soustraction 4.16.7.4.1. Inversion L'image étant faite de valeurs entre 0 et un maximum 1024 par exemple, l'inversion consiste à remplacer chacune des valeurs par son complément à 1024 ; tous les noirs deviennent blancs et inversement. 4.16.7.4.2. Addition / soustraction Addition et soustraction sont le même processus, la soustraction consistant à additionner l'inverse d'une des images. L'isolement des vaisseaux injectés est une application évidente de la soustraction ; mais cette technique se heurte à des difficultés, en particulier lorsque des mouvements sont associés à l'injection (respiration, battement cardiaque, déglutition). Il est possible alors d'essayer de modifier l'image masque de référence ; on connaît le shift ou recalage ; ce recalage peut être fait en déplaçant le masque de quelques pixels ou fraction de pixel dans le sens du mouvement supposé. 191 Imagerie par les rayons X et radioprotection Aujourd'hui, les logiciels savent recaler une partie sélectionnée de l'image tout en conservant intact le reste de l'image ; il existe même des logiciels de recalage automatique sachant reconnaître les éléments robustes de l'image, c'est-à-dire les éléments qui ont des chances de correspondre à des structures anatomiques permanentes (le contour du rachis est plus robuste que celui des vaisseaux pulmonaires). La soustraction de zones anatomiques mobiles (thorax) fait appel au moyennage d'une série d'images masques pour faire un masque moyen qui permettra la soustraction de coronaires bien supérieure à la soustraction par rapport à une seule image de référence. Addition, soustraction ou comparaison d'images créées par des techniques différentes, scanographe et IRM par exemple, seraient utiles ; l'obstacle actuel est la difficulté à réaliser ces examens avec les mêmes repères anatomiques, les mêmes dimensions. 4.16.7.5. Mesures diverses Les mesures sur des zones d'images numériques sont faciles ; il convient cependant d'en connaître les limites. On mesure des pixels et toute mesure tient compte de la distance entre des centres de pixels qui mesurent 0,8 mm ou plus sur une matrice courante (une matrice de scanographe de 256 sur une image de 400 mm de côté est composée de pixels de 1,6 mm, les distances entre centres seront affichées avec 2 décimales sans signification. Donner des résultats de longueurs avec une approximation meilleure que le millimètre est absurde, d'autant qu'il faut y ajouter les incertitudes sur les limites réelles des structures vues. 4.16.7.5.1. Les longueurs Les longueurs d'une pelvimétrie ou d'un diamètre de tumeur ne méritent pas d'être mesurées avec mieux que 1 mm. 4.16.7.5.2. Les contours Les contours d'une structure contrastée (os et parties molles) se modifient avec les changements de fenêtre de visualisation. La surface apparente augmente quand la fenêtre s'élargit ; y contribuent les effets de volume partiel, les artefacts de reconstruction (filtres de convolution). 4.16.7.5.3. Les mesures de densité Sur une zone, elles fournissent la valeur moyenne avec l'indication de la déviation standard ; cette valeur n'est pas suffisante pour faire des comparaisons entre zones ; à valeurs moyennes identiques peuvent correspondre des régions très différentes : - l'une homogène (histogramme à un seul sommet symétrique), - l'autre hétérogène (histogramme à plusieurs bosses). Il est donc bon de vérifier par la manipulation adéquate (histogramme de densité) la répartition de densités donnant un seul pic ou plusieurs. Par ailleurs, les mesures doivent porter sur une plage de surface suffisante : en matrice scanographique de 256, un pixel peut mesurer plus de 1 mm de côté (les pixels de l'écran sont de taille souvent inférieure à celle des pixels de l'image reconstruite ; voir 1.4) et une mesure de densité sur une surface de quelques millimètres de côté n'est statistiquement pas valable. 192 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.16.7.6. Extraction mathématique d'informations La morphologie mathématique est une méthode de traitement mathématique des données d'image ; par calcul, selon des règles choisies par l'opérateur, les données numériques de l'image sont traitées pour en extraire des informations ; les modalités en sont variées. 4.16.7.6.1. Le contourage L'image est faite de valeurs de gris entre blanc et noir. La recherche de contours peut se faire selon trois modalités. - Zone d'isodensité : à chaque plage de densité, de 0 à 20, de 21 à 40, de 41 à 60 est affectée une couleur ou une brillance spécifique. Seuillage : par isolement de plages de relative homogénéité ; seules sont conservées les valeurs au-dessus d'une valeur seuil, l'os compact peut donc être extrait seul de l'image si le seuil est + 150, les contours cutanés au-dessus de - 100. Seuillage adaptatif : un différentiel de contraste (100 ou 400 unités hounsfield sur une échelle de 4 000) sur une distance limitée (3 ou 5 pixels) permet d'isoler les contours d'une structure d'homogénéité relative, par exemple poumon ou contour osseux. Un gradient plus faible ne sera pas retenu. 4.16.7.6.2. L'analyse de texture La texture est le mode d'entrecroisement des fibres dans les tissus ; en analyse d'image, il s'agit de la disposition locale d'un ensemble de pixels répondant à des règles claires mais rendues complexes par le nombre (travées verticales ou horizontales dans l'os éventuellement spongieux) ou invisibles sans cette analyse mathématique. - - - Texture statistique : sur une zone limitée (un carré de 10 x 10 pixels par exemple), les densités sont étudiées selon les règles de la statistique (simple corrélation ou analyse factorielle de correspondance), distribution des valeurs de densité et variance et ainsi l'homogénéité ou l'hétérogénéité d'une zone peut être quantifiée ou distribuée en une ou plusieurs populations ; de telles méthodes ont été appliquées pour l'étude du poumon pathologique ou du sein dystrophique. Texture morphologique : seuls, les arrangements de pixels répondant à des caractéristiques prédéfinies sont choisis ; par exemple les lignes verticales ou obliques ou horizontales sont reconnues dans l'image du tissu spongieux du corps vertébral ostéoporotique ce qui permettra de reconnaître et de pondérer l'évolution différente des travées longitudinales et transversales de l'os et de pondérer les facteurs de fragilisation de l'os. Comparaison structurelles entre images successives anatomiques (radiologie) ou fonctionnelles (médecine nucléaire) ; les analyses précédentes sur des images en série permettent de suivre les évolutions de phénomènes. 4.16.7.6.3. Squelettisation et dilatation Les formes anatomiques sont complexes ; la schématisation du dessin anatomique recherche des formes plus simples. On peut attendre des schématisations comparables du traitement informatique. - Érosion : la suppression progressive des pixels les plus périphériques d'une image, donc des éléments les moins utiles conduit à des formes simples, cercle, rectangle ou ligne courbe ou brisée. Dilatation : reconstruction des contours par addition de formes géométriques simples, dans les limites définies par l'image initiale ou un degré défini de squelettisation. Par exemple, après squelettisation d'un vaisseau de calibre irrégulier, on déplace une sphère centrée sur le squelette et de diamètre correspondant au vaisseau avec ses rétrécissements : ce processus conduit à une image de synthèse qui peut être traitée et projetée en 3D. Cette simplification des formes est un stade essentiel à toute exploitation automatique des données d'imagerie dans des systèmes experts ou l'intelligence artificielle. 193 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'intéret de l'association de ces deux opérations peut être expliqué par l'exemple de la radiologie des artères coronaires : - la squelettisation réduit une artériographie sous deux incidences à une série de lignes entrecroisées et de segments entre bifurcations ; la comparaison entre ces lignes et sous deux incidences permet de reconnaître par Intelligence Artificielle soit l'appartenance d'un segment à une même structure spatiale, soit une incohérence ; chaque segment vu comme cohérent sur deux incidences peut donc être repéré en trois dimensions ; à ce stade, il est possible de reconstituer des artères avec leur volume : une sphère est déplacée, centrée par le squelette filaire précédent, dont le diamètre est fixé par le diamètre apparent sur l'image initiale ; une image de synthèse est donc créée reproduisant une artériographie coronaire en trois dimensions. Éventuellement, le déplacement de la sphère peut reconnaître un rétrécissement localisé qui peut même être quantifié. Ces modalités de traitement mathématique d'image sont évidemment multiples. 4.16.7.7. Extraction de données à partir d'une série d'images Des séries d'images, soit morphologiques (coupes scanographiques ou IRM), soit dynamiques (évolution d'un traceur radioactif) permettent une étude transversale des données. 4.16.7.7.1. Évolution dans le temps Les variations d'intensité du signal dans une région peuvent être reproduites sur une coupe. Application : la comparaison du rehaussement de densité sur des zones comparables comme les parenchymes rénaux dans l'hypertension vasculaire. 4.16.7.7.2. Reconstruction dans une direction différente Les coupes successives de scanner sont repérées en X et Y ; la succession de coupes introduit une troisième dimension Z ; il est alors possible de reconstruire une image de synthèse selon une direction perpendiculaire ou oblique. On choisit un plan frontal passant par une valeur Y définie sur l'image et la machine reconstruit une image où les pixels sont rectangulaires dont un côté correspond à l'épaisseur de coupe. On peut choisir aussi un plan oblique ou courbe par rapport à X et Y ou X, Y et Z. 4.16.7.7.3. Reconstruction 2,5 D ou 3 D Le contour cutané scanographique est extrait par un seuillage à - 100 sur chaque coupe de tête ; les points correspondant à une même discontinuité de densité sur l'ensemble des coupes sont sélectionnés ; pour chaque point de vue extérieur, ils sont projetés sur un plan : on a ainsi une image de volume 3 D, sur un plan 2 D, d'où le nom de 2,5 D. Dans ce système on peut également reconstruire les tables internes et externes du crâne, le volume étant le squelette de la tête et non pas la tête elle-même. Par contre, la superposition et la mise en correspondance de chaque pixel de la tête pour créer un volume complet permettent dans un deuxième temps d'extraire des coupes ou des volumes d'une partie du tout ; il s'agit alors de 3 D. 4.16.7.8. Imagerie tridimensionnelle 4.16.7.8.1. Utilisation sur écran 194 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'utilisation sur écran des données en trois dimensions d'un objet impose quelques règles : - l'objet reconstruit en trois dimensions ne peut être vu que sur un écran plan (ou une image photographique) donc en deux dimensions ; l'impression de volume est fournie par une rotation de cette image ; l'objet n'étant pas transparent, seules les zones les plus proches du regard doivent être visibles ; donc les zones postérieures doivent être effacées ; un objet comme l'os ne présente qu'une opacité homogène et donc sa représentation nécessite des systèmes d'ombrage qui recréent un relief. Plusieurs modalités de représentation sont proposées. - MIP (Maximum Intensity Projection) : sur une ligne perpendiculaire à l'écran, seules sont présentées les images selon leur densité maximale ; Tracé de rayon : un point choisi représente une source lumineuse d'où partent des rayons : chaque rayon illumine les points de surface les plus proches dans chaque direction, proportionnellement à leur distance de la source et à leur orientation, donnant des effets de volume plus convaincants. 4.16.7.8.2. Mémorisation du volume Le volume de l'objet lui-même est mémorisé sous forme : - de contours externes coupe par coupe ; la surface est créée par établissement de connexions linéaires entre points saillants de coupes voisines, formant des polygones (triangles le plus souvent) qui tiennent compte de l'épaisseur des coupes ; de volume (beaucoup plus gourmand en mémoire), par exemple le système octree (de "octo = 8" et "tree = arborescence") ou octal où le volume est décomposé en une arborescence (tree) de cubes ; un cube est décomposé en 8 (= octo) cubes de côté moitié moindre ; chaque cube minimal pouvant être traité pour lui-même. Le cube d'enveloppe de l'objet étant en définitive décomposé en 256 x 256 x 256 cubes élémentaires ; chaque voxel porte une information 3 D, comme un pixel porte une information 2 D. 4.16.7.8.3. Traitement des volumes créés Les volumes créés peuvent être eux-mêmes traités. Le volume peut être vu globalement ou après décomposition selon un plan ou une structure (cortex cérébral ou contour du foie). Les systèmes actuels de reconstruction 3 D peuvent transformer un ensemble clos de données en un objet indépendant qui peut être manipulé pour lui-même et ainsi l'image 3D d'un fémur devient un objet autonome qui peut être sorti de la cavité cotyloïdienne. Cet objet fémur peut être sectionné ou déformé de manière à simuler une ostéotomie. Inversement, on peut considérer l'ensemble des éléments et réaliser des coupes dans des plans obliques ou en forme de dièdre ou simuler un abord chirurgical sectionnant des plans superficiels successifs. Le chirurgien disposant d'une image volumique correctement repérée dans l'espace peut simuler une intervention ou s'il est parfaitement repéré par rapport au malade guider un matériel de stéréotaxie. La création de volumes réels est possible par sculpture de blocs plastiques à l'aide d'un appareil guidé par les données volumiques de l'organe anatomique ; ainsi un objet plastique représentant en vraie grandeur un élément de squelette peut être travaillé par le chirurgien ou peut servir à préparer une prothèse. 4.16.7.9. Quantification automatique 195 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'extraction automatique d'informations sur les contours d'une image permet un travail ultérieur. Les parois d'un vaisseau sont isolés sur un segment sensible ; la distance entre les bords perpendiculairement à l'axe est mesurée et les rétrécissements sont décelés automatiquement ; le degré de rétrécissement (rapport entre le diamètre le plus étroit et le diamètre en amont) ou de dilatation post-sténotique peut être chiffré. Lors d'une ventriculographie cardiaque, la surface de la cavité ventriculaire peut être définie à partir d'un point central des rayons sont lancés à décalage angulaire constant (10° procurent 36 rayons) et leur extrémité est définie par un gradient élevé de contraste ; la surface ventriculaire est ainsi mesurée à un temps donné ; la même mesure est faite, soit à tous les temps systoliques, soit guidée par l'ECG et le rapport d'éjection ventriculaire est calculé. Éventuellement, les mesures sont assurées sur un examen en double projection orthogonale qui approche encore mieux la notion de volume. Pour toutes ces mesures, l'imprécision liée à la taille des pixels persiste. 4.16.7.10. Imagerie de synthèse On oppose les images médicales formées à partir de données acquises sur le corps de l'homme (angiographie, scanographie, échographie, etc...) et l'imagerie de synthèse des ingénieurs ou artistes. L'imagerie de synthèse est capable de fabriquer des apparences de corps humains ; la méthode générale consiste à décomposer un corps humain en éléments géométriques élémentaires, cylindres, troncs de cônes, portions de sphères puis à agencer ceux-ci pour reconstituer une enveloppe. Les résultats obtenus pour créer des films d'animation sont impressionnants. En médecine, des moyens proches de l'imagerie de synthèse sont parfois envisagés lors de simulations opératoires. 4.16.7.11. Compression des données Le volume des images numériques est considérable. - Une image scanographique 256 x 256 sur 14 bits (+ 2 bits) 28 x 28 x 16 = 2 8+8+4 = 220 correspond à 1 Mega bits ou 0,125 M octets. Une image 512 correspond à 0,5 Mo. Les disques magnétiques courants en informatique-bureautique (20 à 1000 Mo) ne peuvent contenir qu'un nombre limité d'images. On comprend les difficultés à stocker des images des machines d'imagerie. Un scanographe ou un angiographe peut conserver les images de deux ou trois jours de travail sur un disque magnétique de grand volume (500 Mo) ou sur un disque opto-numérique (1 Go). Il est possible de réduire ce volume par Compression de données. Cette compression sera aussi très utile pour réduire les temps de transmission de données. La compression est un processus qui vise à supprimer les informations redondantes ou inutiles ou qui pourraient disparaître sans inconvénient, de manière à réduire le volume des données stockées ou transmises. Le gain en matériel de stockage ou en temps de transmission doit évidemment procurer des économies. On appelle taux de compression le rapport des volumes avant et après compression. On distingue plusieurs types de compression. 4.16.7.11.1. Compression sans perte d'information 196 Imagerie par les rayons X et radioprotection Sur une image, il existe des plages uniformes ou très peu variées, noir, blanc ou gris comme les zones d'air entourant la région étudiée ou les zones soustraites en dehors de l'injection ; chaque pixel est défini par 14 bits et tout pixel occupe le même volume. Zone homogène Il est plus économique de mettre en mémoire une seule expression (10 fois 200) que de conserver 200, 200, 200, 200, 200, 200, 200, 200, 200, 200. Stockage de différences seulement On peut aussi traiter des plages peu variées par le stockage des seules différences à une valeur moyenne, soit une succession 190 200 205 200 210 210 198 185 192 188, codés sur 16 bits chacun soit 160 bits. On remplace par moyenne sur 10 pixels = 200, ce qui revient à (2 fois 16 bits) + 16 bits annonçant la compression suivie de différence codée sur 4 bits : -10 0 5 0 10 -12 10 -2 -15 -8 Au total, 48 bits + 40 pour les différences, ce qui procure une réduction de moitié. L'économie en volume croît avec la dimension des plages comprimées. Élimination de zones inutiles En scanographie, les informations utiles sont limitées à la région centrale bordée par un cercle inscrit dans le carré de l'écran ; il est possible de supprimer la périphérie de l'image. Analyse statistique de la fréquence de certaines valeurs La fréquence de l'ensemble des valeurs est analysée ; certaines valeurs sont plus fréquentes comme en français le E, le S, alors que Q, W, Z sont rares. De même, dans une image, les volumes de pixel se répartissent avec des fréquences variables. Un tableau compte les fréquences de chaque caractère et rassemble cette répartition et l'on affecte un code plus court (non plus 8 ou 16 bits systématiquement mais 2 bits pour les quatre caractères les plus fréquents puis 3 puis 4 bits etc... à mesure que leur fréquence diminue. Le volume total des données sera donc réduit par rapport au fichier initial codant chaque caractère sur 8 ou 16 bits. 4.16.7.11.2. Compression avec perte d'information Il existe plusieurs méthodes dont certaines très complexes. A titre d'exemple, on peut signaler la réduction de dynamique ou de précision de l'image ; chaque pixel codé sur 14 bits est réduit à 8 bits et ainsi au lieu de 4 000 niveaux de gris on ne conserve que 256 niveaux, ce qui dépasse encore la capacité de détection de l'œil. Cette réduction peut se faire de manière systématique Valeurs initiales 0 à 15 16 à 31 240 à 255 Valeurs comprimées 0 1 15 Tableau 33 Lorsque l'on souhaite utiliser l'image, les données stockées sont décomprimées avec la table inverse : 3 = 48. 197 Imagerie par les rayons X et radioprotection Cette valeur 48 correspond alors à toutes les valeurs initiales comprises entre 48 et 63, ce qui signifie une perte d'information en niveaux de gris. Elle peut être plus sélective ; en scanographie cérébrale, la fenêtre utile s'étend de 0 à 100 ; en l'élargissant de - 100 à + 155 (sur 256 niveaux et 8 bits), on peut même enregistrer un grand nombre d'examens abdominaux, seuls seront perdus en dynamique les éléments pulmonaires ou osseux. Les procédures réellement utilisées sont plus complexes et tiennent compte de l'environnement en résolution de contraste et spatiale (traitement par transformée de Fourier). De nombreuses formules de compression ont été proposées visant à réduire l perte d'information pour le plus fort taux de compression. Actuellement les standards JPEG (Joint Picture Expert Group), DCT (Discrete Cosine Transform) pour les images fixes et MPEG (Motion Picture Expert Group) pour les images animées sont les noms les plus courants. De toute manière, une compression avant stockage ou transmission doit être suivie d'une décompression. Une image comprimée occupe un volume moindre, demande un temps de transmission inférieur ; par contre, on doit toujours prévoir les temps de compression et décompression qui peuvent, avec des algorithmes complexes et une machine peu puissante, dépasser le bénéfice de la compression. Le gain en volume doit être appréciable pour représenter une économie. Au total, le choix d'une compression d'image est un compromis où interviennent : - le coût du matériel de stockage et de compression, - les temps de compression / décompression, - le gain de temps de transmission. Il n'est donc pas de solution polyvalente. 4.16.7.11.3. Traitement par transformée de Fourier Les exemples de filtrage ou de compression ont été exposés par des méthodes arithmétiques faciles à comprendre. En pratique, ces méthodes ne sont utilisables en temps réel que sur des matrices de petite taille : une opération de filtrage comme nous l'avons définie avec une matrice de 9 points sur 256 x 256 pixels représente près de 1 million d'opérations (et quatre fois plus pour une matrice 512). Or, le filtrage peut se développer sur des matrices de filtrage plus larges encore, 25 pixels ou 49, multipliant encore le nombre de calculs. Il devient plus aisé de passer par la décomposition en fréquences de base (spectre de Fourier) des variations du signal de l'image en totalité. Cette méthode est déjà utilisée dans la construction de l'image scanographique ou IRM ; le filtrage ou la compression d'image relève alors des mêmes méthodes mathématiques. Les variations d'amplitude du signal sur une ligne d'image représentent un signal qui sera décomposé en diverses fréquences dont chacune a elle-même une amplitude, ce qui constitue un spectre de fréquences. À ce stade, on peut manipuler chacune des fréquences, amplifier les fréquences basses et réduire les fréquences élevées, ce qui représente un filtre passe-bas ou inversement. Favoriser les fréquences moyennes en éliminant les fréquences extrêmes peut mettre en évidence des éléments d'image d'une dimension donnée, par exemple des nodules pulmonaires mesurant entre 5 et 10 mm. Le bruit (parasite) altère le signal ; si l'on connaît la fréquence d'un facteur de bruit, il suffit d'éliminer cette fréquence pour faire disparaître cet élément de bruit ; or un certain nombre de bruits ont une cause connue, un amplificateur a une fréquence de résonance propre, les 50 périodes d'alimentation, la fréquence de rotation d'un enregistreur magnétique peuvent être isolées. On connaît actuellement en musique les enregistrements anciens convertis sur disque compact ; la qualité semble extraordinaire, car les bruits parasites du disque 78 tours ont été éliminés de cette manière. Ce type de traitement par transformation de Fourier sous ses diverses formes mathématiques, en 1 dimension (signal linéaire), 2D ou 3D, transformée classique (sur l'ensemble du signal) ou transformée 198 Imagerie par les rayons X et radioprotection rapide (FFT) est en fait le mode réel de traitement d'image, mais aboutissant à des résultats expliqués plus simplement par des exemples arithmétiques. 4.16.7.12. Optimisation adaptative Tous les types de traitements peuvent être associés et même automatiquement ; de larges zones d'image sont analysées dans leur composition, densité moyenne, histogramme de densité, valeur moyenne, etc. Dans une région relativement homogène, un filtre densité effaçant les artefacts aléatoires sera choisi, alors qu'une zone très hétérogène relèvera d'un filtre spatial renforçant les effets de bord. Lorsque des contrastes d'ensemble sont excessifs (zones très sombres et zones très claires simultanément), une égalisation de contraste du type masque flou sera apportée alors qu'une correction d'affichage de type logarithmique augmente le contraste local d'une zone trop homogène. Ainsi, avec des choix judicieux, le médecin dispose immédiatement sans décision personnelle d'une image "parfaite", en fait compromis valable pour les cas courants. 4.16.8. Qualité d'image numérique L'espace (matrice) autant que la dynamique (profondeur en bits de chaque pixel) semblent fixer les limites de qualité de l'image numérique, en résolution ou contraste. Les limites de l'image analogique sont moins faciles à fixer. 4.16.8.1. L'image analogique photographique L'image analogique photographique est jugée sur quatre critères. Cependant, résolution spatiale, noicissement, contraste, bruit peuvent aussi servir à juger l'image numérique. 4.16.8.1.1. La résolution spatiale La résolution spatiale, selon une matrice donnée (512), varie avec le format, ainsi : - 18 x 24 cm est numérisé avec 512 pixels pour 240 mm soit 1 pixel mesure 240 / 512 = 0,47 mm de côté. La résolution est environ le double (théorème de Shannon - Nyquist) donc près de 1 mm ; en 36 x 43, le pixel mesure 0,87 mm de côté avec une résolution supérieure à 1,5 mm. Ces valeurs sont à comparer avec la résolution spatiale d'un couple film-écran courant 0,2 mm pour une rapidité moyenne et inférieure à 0,1 m pour la mammographie. Lorsque l'on utilise une caméra courante de camescope, le détecteur CCD est formé de 400 000 pixels soit environ 570 x 700. Seuls, les scanners d'image donnent une meilleure résolution avec 300 pixels par pouce (2,54 mm), soit 12 pixels par millimètre. Une image analogique numérisée selon une matrice de 512 ne pourra, quels que soient les traitements ultérieurs, récupérer une résolution supérieure à la résolution que procure cette matrice initiale. Un grand principe, maintes fois ressassé, est celui du maillon faible d'une chaîne qui détermine le niveau maximum de cette chaîne. 4.16.8.1.2. Noircissement Le traitement d'image numérique permet d'attribuer à la zone la plus dense la valeur maximale et la valeur minimale aux points clairs de sorte que l'on ne peut juger la valeur d'exposition sur le noircissement. 199 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.16.8.1.3. Contraste / Dynamique de contraste Une image analogique a une dynamique de 1000 environ. La numérisation après échantillonnage se fait sur un nombre limité de niveaux de gris, 256 si l'on numérise sur 8 bits ; souvent la dynamique de l'image numérique atteint 12 bits donc 4000 niveaux. Le problème est limité par les performances de l'œil qui ne sait discriminer qu'une différence de 2% entre zone voisines. Il est évident que cette dynamique est excédentaire face aux possibilités de l'œil, mais lorsque l'image est affichée avec une fenêtre limitée (en scan cérébral 80 niveaux de 0 à 80), la totalité de l'information numérique est utilisée sur cette fenêtre. 4.16.8.1.4. Bruit Au stade de détection, la fluctuation quantique due à un nombre insuffisant de photons est perceptible dans les zones correspondant aux régions anatomiques les plus épaisses, où la transmission est minimale. Ceci est particulièrement marqué avec les nouveaux détecteurs très sensibles (écrans terre rare rapides, amplificateur de luminance, écrans à mémoire). Cette fluctuation quantique est la cause principale de bruit en imagerie numérique. L'image numérisée, si l'on ne change pas la matrice, peut changer de support, mémoire vive ou de masse, transmission à distance, etc. sans bruit supplémentaire. Par contre, il peut arriver que l'on change de matrice pour afficher, reproduire, agrandir d'un rapport variable. À un pixel d'origine peut ainsi correspondre 1,3 ou 2,9 pixels : ce changement entraîne un phénomène d'aliasing qui dénature ces pixels intermédiaires dont la valeur est interpolée. Fonction de transfert de modulation (FTM) La taille du pixel représente une limite pour la résolution, donc il existe une fréquence de coupure nette à plus basse fréquence qu'en imagerie analogique (1 paire de lignes par mm contre une limite progressive de 3 à 5 en analogique). Il n'existe pas de détérioration de l'information dans les divers transferts numériques alors que tout transfert analogique s'accompagne de détérioration de la modulation : la FTM est donc utilisée différemment. Autres facteurs On ne doit pas oublier que la matrice n'est pas le seul paramètre pour la netteté de l'image ; les modalités d'acquisition interviennent. La taille du foyer peut être la cause de flou prédominante : un gros foyer de 1 mm sur une radiographie de l'abdomen de face, avec un amplificateur de luminance qui n'est pas strictement au contact aboutit à un agrandissement de 1,3 à 1,5 et à un flou de 0, 5mm donc au-delà de la taille d'un pixel d'une matrice de 1024 sur un champ d'AL de 32 cm et proche de celle d'un pixel 512. 4.16.8.2. Mode d'évaluation On ne connaît pas de méthode simple d'évaluation lors de l'acquisition d'images numériques soit directement soit secondairement. La radiographie de mire de barres opaques n'est pas adaptée, les mires courantes de définition ou de contraste non plus. Les effets des traitements d'image numérique (compression, filtrage) peuvent être évalués objectivement par la soustraction de l'image avant traitement par rapport à celle qui a été traitée, alors que l'évaluation par comparaison directe entre deux images est délicate. Que va-t-on comparer ? Structures fines, structures épaisses et floues, images de 5 mm de diamètre ou de 3 mm ? 4.16.9. Réseaux, communication et stockage d'image 200 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.16.9.1. Stockage d'image Les données informatiques (succession de bits) existent : - - soit en mémoire vive. - immédiatement accessible pour un traitement, affichage, disparaissant à la coupure de l'alimentation : les premiers scanographes ou angiographes avaient une mémoire vive de 64 Ko ou 512 Ko ; une seule image (256 Ko ou plus) ne pouvait être placée complètement en mémoire ni affichée en un seul temps ; les machines les plus récentes ont une capacité de 64 à 256 Mo et peuvent contenir 50 à 500 images qui sont utilisables sans aucun délai. Lorsque la machine est éteinte, son contenu informatique disparaît. On doit donc prévoir des mémoires permanentes, mémoires de masse. soit en mémoire permanente, mémoires de masse. - L'enregistrement magnétique est le plus courant ; rappelons que le volume d'une image est 256 x 256 pixels avec 8 ou 16 bits soit : - - - 28 x 28 x 16 = 2 8+8+4 = 220 soit 1 Mbit ou 125 Ko Une image 512 représente un volume 4 fois plus important soit 0,5 Mo. En quelques années, la capacité d'une disquette magnétique courante (3,5 pouces ou 5,25 ) est passée de 64 Ko à 1,4 Mo ; les premières disquettes ne pouvaient contenir qu'une ou deux images ; on ne peut imaginer qu'un examen scanographique soit stocké sur quelques dizaines de disquettes. Les disques magnétiques "durs" (en fait disques fixes par rapport aux disquettes souples amovibles) ont une capacité de plusieurs centaines de Mo donc des 500 à 1 000 images), connectés directement à l'ordinateur, leur contenu est accessible dans un très court délai (inférieur à une seconde) ; quelques dizaines d'examens sont donc à disposition quasi-instantanée. Ce stockage sert donc pendant quelques jours. Le stockage magnétique définitif est assuré par des mémoires de masse encore plus volumineuses sous forme de bandes magnétiques de grande longueur contenant plusieurs centaines ou milliers d'images. Si l'accès à un point d'un disque magnétique est très rapide, une bande exige un défilement pendant plusieurs dizaines de secondes. Des disques durs peuvent être installés à poste fixe (juke-box) donc accessibles en un temps très court, alors que des bandes magnétiques sont stockées à part et doivent être mises en place ce qui exige intervention humaine et un temps de plusieurs minutes à plusieurs heures. Les derniers moyens de stockage sont les disques optiques - numériques DON, comparables à la lecture, aux disques compacts CD musicaux, inscriptibles une seule fois, non effaçables (et même maintenant inscriptibles plusieurs fois par des procédés magnéto-optiques). Leur capacité se mesure en Giga-octets (Go) donc en dizaines de milliers d'images (le travail de quelques jours d'un service de radiologie d'un CHR). Les CD opto-numériqu'es stockent 600 Mo, coûtent quelques frances de matière plastique (voir le disque Iconocerf). En pratique, on peut envisager que tous ces moyens soient simultanément et successivement exploités : disque dur magnétique pendant quelques heures ou jours, disquettes ou bandes pour des examens sélectionnés, DON pour un stockage plus définitif (quelques dizaines de DON de grand format 33 cm pour toute l'activité d'une année d'un CHR. 4.16.9.2. Transmission Le signal analogique est très sensible aux altérations du transfert à distance et la qualité de transmission met en oeuvre des moyens importants. La télévision impose la voie hertzienne et des machines complexes mais correspond à des volumes transmis considérables (10 MHz) ; aujourd'hui encore le téléphone ne peut transmettre que 10 000 Hz et 1,4 Mhz sur les lignes les meilleures (NUMERIS), le son téléphonique n'a pas la qualité musicale. Le signal doit être transmis exactement dans le temps de création. 201 Imagerie par les rayons X et radioprotection Les données numériques sont transmissibles par ligne téléphonique normale (minitel) ou perfectionnées (transpac ou Numeris) à un rythme adapté à ce moyen (1500 à 9600 bit par seconde pour le téléphone, 64 000 bit / seconde à 2 Mbits / s) ; les données sont structurées avec des codes complémentaires permettant de contrôler l'absence de détérioration dans la transmission, les données reçues peuvent être comparées à celles qui sont envoyées, de sorte que la transmission des données est proche de la perfection avec un temps de transmission de quelques secondes ou quelques minutes pour une image. 4.16.9.3. Réseaux d'imagerie Toutes les possibilités ouvertes par le numérique pourraient être réunies dans des systèmes d'archivage, communication, traitement d'image, exploitation dans des Picture Archiving and Communication System (PACS). La conception théorique de ces PACS n'est pas encore stabilisée. - Système centralisé avec ordinateur central, stockage central de données et périphé-riques de fourniture d'images ou d'exploitation ; chaque service médical ou même chaque médecin de ville pourrait accéder aux dossiers stockés en archive numérique. Gestion périphérique de données d'images avec systèmes de communication. Dès maintenant, le transfert d'images est réalisé de manière courante et même pratique. - Des PACS se mettent en place à l'intérieur de services de radiologie avant de s'étendre sur un hôpital entier. On peut associer un micro-ordinateur à tout scanographe et tout service de neurochirurgie et d'ainsi communiquer les images de scan en cours de réalisation plutôt que de transférer le malade (une liaison de ce type existe en diverses régions de France) ; cette application porte le nom de téléradiologie. 4.16.10. Conclusion Le numérique ouvre de grandes possibilités à l'activité radiologique : - Création d'images par reconstruction directe (Scanogrammes ou IRM) ou indirecte (3D ou dynamique). - Traitement des images : contraste, mesures, etc.. - Archivage d'images numériques directement accessibles. - Transmission à distance. - Exploitation de données de masse de manière anonyme. On considère généralement que cette radiologie numérique se développera pour la radiologie de routine alors qu'elle est encore aujourd'hui cantonnée à des domaines limités (Scanographe, IRM, vasculaire). 4.17. En Avril 1972, fut présentée une nouvelle méthode d'imagerie "computerized axial transverse scanning" par Hounsfield (société EMI, éditeur phonographique des Beattles). Dès les premières images, il devint évident que ceci constituait un progrès considérable ; "l'invention la plus importante en Radiologie depuis l'invention des rayons X par Roentgen" (Pr Fischgold). Le développement a été extrêmement rapide et vers 1976 les principes techniques définitifs étaient obtenus. 4.17.1. Historique Le scanner X découle en fait de travaux multiples. 1917 : Radon montre la possibilité mathématique de reconstruire des formes bi ou tridimensionnelles à partir de projections multiples. 202 Imagerie par les rayons X et radioprotection 1956 : les radio astronomes britanniques étudient la représentation et la localisation des radiosources stellaires à partir des reconstructions de signaux venant d'un espace immobile et détectés sur une Terre en rotation continue, problème que l'on retrouve en Radiologie pour le scanographe. 1961 à 1968 : plusieurs études théoriques sur des appareils d'imagerie de reconstruction d'images sont faites sans résultat pratique. 1972 : les bénéfices assurés à la firme EMI (électronique, musique) par le succès des Beatles sont en partie investis dans la recherche et aboutissent au premier appareil EMISCANNER par Hounsfield, ingénieur électronicien et informaticien. 1972 - 1982 : de nombreux industriels non radiologiques se lancent dans ce domaine supposé rentable, puis abandonnent et en particulier EMI ; la technique est reprise par les grands fabricants de radiologie. 1979 : Hounsfield et Cormack reçoivent le prix Nobel de Médecine 1979 pour leur invention. 1988 : les premiers scanographes à rotation continue sont présentés. 4.17.2. Principe de base Deux principes président à cette découverte. 4.17.2.1. Reconstruction à partir de projections multiples Un exemple est la formation de l'image d'un plan par le balayage continu du faisceau de rayonnement X (tomographie) ou des projections indépendantes (tomosynthèse). Ces deux méthodes analogiques n'utilisaient qu'une reconstruction analogique. 4.17.2.2. La puissance de calcul des ordinateurs Elle permet de traiter les données sur un mode numérique. Une représentation simple du calcul nécessaire est donnée par la reconstruction des valeurs de 9 carrés en rangées de 3, identifiés de p à x, connaissant les totaux des lignes verticales, horizontales et obliques : 9 inconnues à trouver à partir de 9 équations. On peut théoriquement proposer deux solutions. Solution d'équation La première rangée correspond à l'équation : q + r + s = total 1 La deuxième rangée à : t + u + v = total 2 etc ; déja long avec 9 inconnues, le problème devient énorme pour 250 000 équations (matrice 512 x 512) même avec un ordinateur puissant. Rétroprojection 203 Imagerie par les rayons X et radioprotection On distribue également sur chaque case d'une rangée une part égale du total. Si le total 1 vaut 12, on peut placer 12 / 3 = 4 dans chacune des cases de la première rangée. Cette opération est répétée pour chaque total : le résultat est moins précis que précédemment mais les calculs sont répétitifs mais simples. On voit qu'une valeur sortant de la valeur moyenne faussera les résultats sur toutes les rangées où elle intervient, qu'elle augmente la valeur des cases voisines, ce problème sera retrouvé plus loin. Les algorithmes de calcul Ils passent par des voies mathématiques plus complexes comme l'utilisation de la transformée de Fourier rapide (Fast Fourier Transform = FFT) : l'espace de l'image est décomposé en sous-unités plus faciles à gérer mathématiquement. Chacun subit une transformation de Fourier ; chacun des spectres de Fourier est combiné avec ses voisins pour reconstituer l'image d'ensemble. 4.17.3. Les générations de scanners Progressivement, les appareils se sont compliqués pour devenir plus rapides. Dans tous les cas le malade est immobile au centre d'un anneau. 4.17.3.1. Première génération Celle du premier appareil de Hounsfield : le foyer émet un seul faisceau fin, le détecteur unique est lié mécaniquement au foyer. - Ce faisceau subit une translation qui parcourt la largeur de la tête. Puis une rotation angulaire de 1° amène le tube au départ d'une nouvelle translation. L'appareil tourne ainsi sur 180° en 20 minutes. La tête est entourée d'un sac empli d'eau. 4.17.3.2. Deuxième génération Les appareils de deuxième génération ont été commercialisés vers 1974. Un faisceau en pinceau large est détecté par une série limitée de détecteurs et permet d'étudier une zone plus large ; les déplacements restent identiques, mais le temps passe à 20 ou 40 secondes par coupe. Seul le crâne est accessible. 4.17.3.3. Troisième génération Celle de la quasi totalité des appareils en service ; par opposition à la deuxième génération, on les appelait "corps entier". Une série de détecteurs (500 à 1000) correspond à la largeur de la région étudiée. Une seule émission de RX couvre la largeur du sujet (50 cm pour un abdomen) sur une épaisseur de 1 à 10 mm. Seul le mouvement circulaire est utilisé ; 180 ou 360 émissions successives sont faites et détectées en 2 à 7 secondes. 204 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.17.3.4. Quatrième génération Des détecteurs fixes, plusieurs milliers, font une couronne complète autour de l'anneau ; seul le foyer RX, et donc le faisceau X tourne autour du malade. La vitesse peut encore augmenter, mais l'appareillage devient sensible au rayonnement diffusé puisque les détecteurs qui ne reçoivent pas de rayonnement direct reçoivent du rayonnement diffusé. Une seule machine a été commercialisée, Imatron où le tube à vide entoure le malade ; le faisceau d'électrons tourne dans ce tube à vide autour du malade pour rencontrer une cible circulaire d'où est émis le faisceau de RX ; cette rotation est rapide (le temps de pose est voisin de 1/20 de seconde). 4.17.3.5. Rotation continue L'ensemble tube-détecteurs tourne de manière continue : l'alimentation en courant comme le transfert des données acquises sont réalisées soit par des contacts tournants (slip ring) qui sont particulièrement délicats avec la haute tension, soit par des transmissions par infrarouge pour les données. Dans un premier temps la table du scanographe se déplaçait de manière discontinue entre coupes (mode incrémentiel); peu après le déplacement continu du lit a entraîné une acquisition continue hélicoïdale permettant une reconstruction en volume (mode hélicoïdal). La reconstruction d'image aboutit à la constitution d'une base de données en trois dimensions d'où l'on pourra extraire des coupes dans toutes les directions de l'espace, ou d'une épaisseur différente du déplacement de table pendant un tour de rotation. 4.17.3.6. Le morphomètre 3D Cette maquette de recherche de GEMS fournit, à partir de détecteurs en deux dimensions (surface) constitués par de sAL des reconstruction d'emblée en trois dimensions. 4.17.4. Constitution d'un scanographe 4.17.4.1. Source de rayonnement x Le tube radiogène émet un rayonnement sous 140 kV, filtré de manière à homogénéiser la composition énergétique du faisceau et diminuer la filtration par le patient lui-même ; pour des usages particuliers, double énergie, scanographie de pièces de petite dimension, le kV peut être abaissé jusqu'à 80 kV. Le générateur à tension constante, à émission continue ou pulsée, sur les derniers matériels vendus est embarqué à côté du tube sur la partie mobile de l'appareil. La charge unitaire est élevée, 140 kV et 200 à 600 mAs soit près de 100 kJoules par exposition d'une coupe. L'échauffement du tube est l'un des problèmes principaux et particulièrement sur les derniers appareils à rotation continue qui réalisent 30 à 60 coupes successives en moins d'une minute . La protection des tubes contre une détérioration par surcharge thermique est assurée par un calculateur qui tient compte des charges introduites et du refroidissement ; ce même calculateur impose que le matin l'appareil soit chauffé progressivement par des expositions X progressivement croissantes. Le tube à RX reste encore un des facteurs limitants de la qualité d'imagerie, c'est l'élément consommable : les fournisseurs garantissent leurs tubes spéciaux pour un nombre fixé de coupes ou plutôt un temps d'émission de 200 000 secondes zavec une capacité thermique del'ordre de 5 méga -unités-chaleur, 5 MUC. Le faisceau est filtré à la sortie du tube de manière à disposer d'un faisceau homogène, condition pour une mesure précise d'un coefficient d'atténuation. La collimation du faisceau réduit l'épaisseur du faisceau à l'épaisseur de coupe : ce faisceau très fin (1 à 10 mm) dispense d'un moyen d'antidiffusion à la sortie du malade ; il limite l'irradiation à cette seule coupe, l'intensité du rayonnement diffusé étant très faible. 205 Imagerie par les rayons X et radioprotection 4.17.4.2. Rotation L'ensemble tube-détecteur tourne autour de l'axe de l'appareil où est placé le malade. Sur les appareils anciens, le tube était alimenté en haute tension par un générateur externe grâce à des câbles ; la rotation limitée par la longueur de ces câbles ne dépassait pas 3 tours. Les séries de coupes devaient donc respecter une limitation. Aujourd'hui, les appareils à rotation continue transmettent l'énergie d'alimentation par des contacts tournants, le générateur est soit extérieur, soit embarqué sur le système en rotation. La transmission des données d'acquisition numérique se fait également sans continuité physique. La rotation de l'ensemble est donc permanente pendant l'examen ; les acquisitions se font pendant cette rotation. La rotation durait 4 à 6 secondes sur les appareils mis en route dans les années 80 ; aujourd'hui et particulièrement avec les rotations continues qui ne nécessitent pas de temps d'arrêt, donc de freinage d'une masse considérable, les temps peuvent devenir inférieurs à 1 seconde par tour. 4.17.4.3. Détection / numérisation Le segment de couronne de détecteur est assez large pour dépasser les limites externes du malade ; de cette manière l'intensité du faisceau de rayonnement X sans atténuation est connu. Ces détecteurs ont une nature très diverse, cristaux associés à un photomultiplicateur, chambre d'ionisation au Xénon, détecteurs semiconducteurs. Le problème est de disposer de détecteurs très étroits pour atteindre 700 à 1000 détecteurs sur 500 mm de long. Immédiatement après la détection du signal se fait la conversion Analogique / numérique par une série de CAN embarqués. Seules, les données numériques sont transmises au calculateur. 4.17.4.4. Statif Il comprend l'anneau au centre duquel passe le malade ; le diamètre atteint maintenant 70 cm, ce qui donne la possibilité de faire des actes interventionnels. L'anneau peut prendre une obliquité de 25 à 30°. Le plateau de table est commandé dans ses déplacements longitudinaux, il est asservi au pupitre de commande et au calculateur. Ces dépalcments doivent être d'une très grande précision en distance et temps. 4.17.4.5. Console de commande Le pupitre de commande a deux fonctions associées : - commande d'acquisition, présentation de l'image. Ces deux fonctions peuvent être dissociées, les images étant analysées secondairement sur une autre console. 4.17.4.6. Mémoires Données brutes Les données brutes de numérisation de l'acquisition représentent un volume très important, supérieur au volume de l'image reconstruite. Dès que celle-ci est obtenue, elles perdent tout intérêt et sont donc détruites à moins que l'on désire faire une reconstruction différente, champ, filtrage. Chaque image est le résultat de 360 acquisitions angulaires (1 par degré) : - par une barrette de 500 à 1000 détecteurs soit 180 000 à 360 000 valeurs. 206 Imagerie par les rayons X et radioprotection Un examen peut comprendre jusqu'à 70 images (ou l'équivalent en mode hélicoïdal). Données calculées L'image calculée utilisable n'est généralement vue qu'une seule fois pour devenir photographique. Il peut être bon de la revoir ; le stockage est assuré pour une période variable selon le moyen : - Disque dur magnétique : un à quelques jours et quelques dizaines d'examens. Bande magnétique : permanent une dizaine d'examens. Disquette, quelques coupes, facilement transportable. Disque opto-numérique : définitif, près d'un millier d'examens. 4.17.5. Structure de l'image 4.17.5.1. Scanogramme (mode radio, scout View) La barrette de détecteurs restant fixe, le malade se déplace longitudinalement. On forme ainsi une image numérique par défilement qui pourra secondairement servir de repère pour les coupes (pour éviter plombages, prothèses ou au contraire orienter efficacement les coupes). 4.17.5.2. Pixel / Voxel L'image est décomposée en pixels. Chaque pixel de l'image en deux dimensions correspond à un volume, le Voxel (Volume PiCture Cel) dont la base est le pixel, et la hauteur celle de la coupe donc de 1 à 10 mm, bien plus que la largeur du pixel. 4.17.5.3. Matrice La matrice mesure 256 ou 512 pixels de côté ; 512 pixels constituent une haute résolution. Si le champ étudié est un abdomen de 400 mm de large le pixel mesure 1,56 mm de côté en matrice 256, alors qu'en haute résolution et un champ de 130 mm le pixel mesure environ 1/4 mm. 4.17.5.4. Filtrage et corrections Un filtrage est obligatoirement associé à la reconstruction. Filtrage de lissageou spatial destiné à s'adapter au type de structure anatomique étudié. - Plage large de densité supposée homogène comme foie, rate, muscle et un filtre de densité éliminant le bruit à haute fréquence est indispensable. Structures irrégulières étroites comme vaisseaux, travées osseuses valorisées par un filtre spatial. Un choix soigneux de filtre est indispensable pour des zones mixtes, os et muscle dans une région articulaire, ou disque et vertèbre sur un rachis. Généralement le choix d'un filtre polyvalent est un moyen sûr d'arriver à la médiocrité d'une image qui ne met en valeur ni l'un ni l'autre composant. Le choix d'un filtre est influencé par l'épaisseur de coupe : dans une coupe peu épaisse l'influence du bruit, de la fluctuation quantique est majorée. L'élimination de ce bruit passe par un filtre de densité ; l'analyse d'une structure osseuse en coupe fine (1 à 2 mm) est donc parfois supérieure avec un filtre intermédiaire qu'avec un filtre spatial. L'hétérogénéité des structures de l'objet conduit à majorer l'influence de zones d'hyperdensité ou d'hypodensité ; cette zone de valeur très différente du voisinage influence les valeurs de reconstruction des zones voisines, en créant une surdensité ou une sous-densité. Un filtre de forme adéquate tend à compenser de manière adaptative. 207 Imagerie par les rayons X et radioprotection Champ On peut adapter les dimensions de reconstruction aux dimensions de la structure analysée. Un crâne est étudié dans un champ de 220 mm environ, alors qu'un abdomen ou un thorax tient souvent dans 400 mm. Pour les champs les plus réduits, la qualité est limitée par la taille des détecteurs. Si la détection est faite en haute résolution : 700 pixels sur 500 mm (pour un abdomen de 400 mm de large soit une largeur de 0,7 mm par détecteur, la dimension d'un pixel d'un champ réduit à 130 mm n'utilise que moins de 200 détecteurs dont on ne peut attendre une qualité de reconstruction et de résolution trois fois meilleure. 4.17.5.5. Image scanographique 4.17.5.5.1. Unités Hounsfield L'image fournie par reconstruction est une représentation indirecte calculée de la réalité. C'est-à-dire qu'elle distribue les coefficients d'atténuation calculés de la structure sur une représentation de la section d'une tranche anatomique de 1 à 10 mm d'épaisseur. À chaque pixel est attribué un coefficient d'atténuation du rayonnement X à 140 kV. À ce coefficient, on a donné le nom de Hounsfield (H) avec pour repères : eau air = 0H - 1000 H Tous les tissus ont des valeurs caractéristiques : graisse os etc. - 80 à - 120 1000 à 3000 4.17.5.5.2. Artefacts scanographiques Les valeurs Hounsfield calculées peuvent ne pas correspondre à la réalité. Hétérogénéité apparente d'une plage homogène Une zone large et anatomiquement homogène comme le foie ou la rate a une représentation hétérogène bien reconnue en suivant la densité sur ROI ou pixel par pixel. Ceci est la conséquence de variations aléatoires de reconstruction, et au bruit lié au signal ; ce bruit est d'autant plus important que l'on cherche toujours à réduire la dose d'exposition et le nombre de photons utilisés.. Ces variations seront lissées au mieux par un filtre de densité. Volume partiel Le volume correspondant à un Pixel sur une épaisseur de coupe scanographique (10 mm) peut être hétérogène, air sur une partie, tissu mou sur l'autre. La valeur Hounsfield calculée sera donc intermédiaire aux valeurs des deux parties. L'effet de volume partiel est plus marqué lorsque la coupe est épaisse et les milieux en contact très différents. Flou de contours Le volume partiel dû à la limite oblique ou courbe entre deux structures (vaisseaux, travée osseuse) crée un flou bien montré en changeant de fenêtre d'affichage. Ce flou explique les différences de mesure de longueur lorque l'on change la fenêtre et donc la nécessité d'une rigueur de procédure pour mesurer des valeurs faibles comme épaisseur d'interligne articulaire, calibre de vaisseau. Hyper ou Hypo-densité de voisinage 208 Imagerie par les rayons X et radioprotection Le foie sur une coupe thoracique présente au voisinage des côtes des variations de densité bien vues sur une fenêtre étroite : - en arrière d'une côte = hypodensité, face à l'espace intercostal une hyper densité. Cela est dû à un effet excessif du filtre de convolution qui est censé corriger l'effet d'une trop grande différence d'atténuation locale. Ne pas oublier que l'image scanographique est uen reconstruction et non pas un e vue directe des coupes. Image en étoile Un élément anatomique très dense comme une prothèse orthopédique ou une obturation dentaire présente dans la coupe, apparaît entourée d'opacité en étoile qui peuvent interdire toute analyse lorsque la cause est de grande taille ou proche de la région intéressante. 4.17.5.6. Base de donnée 3D La succession de coupes (en deux dimensions X et Y) parallèles, jointives, chevauchantes ou éventuellement peu séparées fournit des informations dans un espace à trois dimensions (X, Y et Z). De cet espace pourront être tirées des reconstructions dans deux ou trois dimensions. Reconstructions obliques ou courbes Dans l'ensemble de données, en X, Y, Z sont sélectionnés un plan ou une courbe ; la courbe peut passer, par exemple, par les pédicules vertébraux ou une surface articulaire. Reconstructions surfaciques Une valeur de densité est sélectionnée, par exemple le gradient entre peau et air ou os et parties molles. Selon une méthode 3D la surface correspondante est isolée, elle peut alors être manipulée et projetée selon divers angles. Reconstructions volumiques L'ensemble des données est rapporté à un certain nombre de voxels formant un volume total qui peut être alors traité comme un tout et soumis à des sections planes, courbes, de gradients de densité, etc. Cette procédure est beaucoup plus complexe que les précédentes et permet d'associer sur une même vue, volume et section complexe. Imagerie MIP ou par transparence : le volume 3D peut être projeté dans toute direction mais soit en faisant la somme de tous les pixels traversés reproduisant une radio classique, soit en ne retenant que le pixel de plus haute densité (Maximum Intensity Projection) 4.17.6. Irradiation En scanographie, on doit considérer deux types d 'irradiation : - Une seule coupe est réalisée : on étudie la répartition de la dose dans le plan de coupe : le CTDI (Computed Tomography Dose Index) montre une répartition relativement homogène dans le plan de coupe, entre la surface et le centre, de l'ordre de 1 à 5 cGy, en moyenne, un peu plus en scanographie cérébrale qu'abdominale. Cette dose est proportionnelle au débit du tube RX : les machines récentes donnent la possibilité de diminuer l'intensité pour certaines techniques (poumon, sinus), la dose est diminuée d'autant. La dose augmente dans les coupes fines car l'intensité augmente, mais le volume irradié est moindre. 209 Imagerie par les rayons X et radioprotection - Une série de coupes jointives est réalisée et l'on mesure la dose dans la coupe du milieu : on constate que cette dose du milieu MSAD (Multiple Scan Average Dose) varie peu lorsque l'on a fait plus de 5 coupes de chaque côté. Cette dose moyenne est de l'ordre de 2 à 8 cGy ; il est évident que cette dose croît avec : - le chevauchement des coupes (pitch), - la diminution d'épaisseur de coupe, - le débit (mAs) par coupe. Les scanographes hélicoïdaux ne modifient pas cette notion, mais on doit y distinguer la dose pour un tour d'appareil et la dose moyenne pour une coupe reconstruite. L'irradiation est donc nettement supérieure à celle d'un examen standard courant (0,1 à 0,2 cGy par incidence). 5. L'IMAGE SCINTIGRAPHIQUE 5.1. Notion de traceur 5.1.1. Principe L'examen scintigraphique doit être considéré comme une exploration fonctionnelle. Alors que la Radiologie cherche surtout à reconnaitre l'anatomie, la Médecine Nucléaire s'intéresse au fonctionnement des organes. Le principe en est simple et peut être illustré par l'exploration du corps thyroïde. 5.1.1.1. Exemple de la thyroïde La glande thyroïde est une glande endocrine. Elle synthétise les hormones thyroïdiennes qui interviennent dans un grand nombre de métabolismes (motricité digestive, rythme cardiaque, thermorégulation...). Cette synthèse mobilise la quasi totalité de l'iode organique du corps humain. Ceci signifie que la thyroïde capte, incorpore et sécrète continuement des produits iodés. Une molécule d'iodure injectée ou ingérée rentrera donc à un moment donné dans la synthèse thyroïdienne. Si l'on injecte à un patient un atome d'iode radioactif (I-131 ou I-125), celui-ci se comportera vis à vis de l'iode non radioactif (iode "froid") comme un traceur . Ceci sous-entend deux notions : - l'iode radioactif sera en faible proportion (trâces) par rapport à l'iode froid total contenu dans l'organisme, mais sa concentration pourra être considérée comme constante en tout point de l'organisme (dilution complète et homogène), ayant la même forme chimique que l'iode froid, l'iode radioactif aura le même comportement (il le suivra "à la trâce"). Comme l'iode "froid", l'iode radioactif sera donc capté par la thyroïde et la radioactivité de celle-ci sera proportionnelle à la quantité totale d'iode organique qu'elle contient. L'évolution au cours du temps de cette radioactivité sera donc représentative du fonctionnement de cet organe. L'information fonctionnelle obtenue sera de nature quantitative . L'iode radioactif émet un rayonnement gamma qui traverse les tissus et peut donc être détecté à l'extérieur de l'organisme. La gamma caméra permet de mesurer ce rayonnement externe et d'obtenir ainsi des informations sur la distribution de la radioactivité interne à l'organisme. Cette distribution (cartographie) est représentée sous forme d'une image appelée scintigraphie. 5.1.1.2. Cas général L'exploration scintigraphique vise donc à déterminer la distribution d'un traceur radioactif introduit dans l'organisme. Toute la diversité de la Médecine Nucléaire provient du large panel de molécules radioactives disponibles. Pour chacune d'entre elles on connait la biodistribution, en particulier les principaux sites de concentration (organes cibles), et le mode d'élimination (urinaire, digestive, etc...). On choisit alors le 210 Imagerie par les rayons X et radioprotection traceur en fonction de l'organe et éventuellement de la pathologie que l'on désire explorer. Par exemple, on sait que les phosphonates entrent dans le métabolisme osseux. Des phosphonates radiomarqués (par exemple au technétium 99m) injectés par voie intraveineuse se comporteront comme les molécules froides correspondantes et se répartiront sur le squelette osseux. Une hyperfixation sera alors le signe d'une augmentation locale de l'activité ostéoblastique, sans préjuger de sa cause (fracture, ostéome ostéoïde, maladie de Paget, ostéosarcome ou métastase d'un cancer de prostate...). Le diagnostic définitif devra obligatoirement tenir compte du contexte clinique. La scintigraphie osseuse pourra dans ce contexte apporter des renseignements fonctionnels comme, par exemple, le degré de consolidation d'une fracture. Ou encore, la scintigraphie permettra d'évoquer précocément le diagnostic de localisation secondaire osseuse, les modifications métaboliques précédant les anomalies de structure visibles en radiologie. On retiendra donc que: - la scintigraphie nécessite une mesure de radioactivité le comptage obtenu en un point est proportionnel à la concentration absolue de traceur radioactif en ce point le comptage est donc proportionnel à la concentration locale de la molécule froide. 5.1.2. Principaux radioisotopes Les tableaux suivants résument les caractéristiques des principaux radioisotopes disponibles pour le marquage des molécules utilisées en diagnostic ou en radiothérapie métabolique. 5.1.2.1. émetteur pour le diagnostic Radioisotope Chrome 51 Gallium 67 Indium 111 Iode 123 Technétium 99m Thallium 201 Xenon 133 Période (heures) Energie (keV) 672 78 67 13 6 72 127 325 97, 180 et 390 170 et 240 160 140 77 et 80 80 Tableau 1 5.1.2.2. émetteur (ß-, ) ou ß- pour la thérapie Radioisotope Erbium 169 Iode 131 Phosphore 32 Rhénium 186 Yttrium 90 Période (jours) Energie (MeV) 9,4 béta : 0,33 8 béta:0,34 et 0,61 gamma: 0,36 14,2 3,7 2,7 béta : 1,71 béta : 0,98 béta : 2,26 Tableau 2 5.1.2.3. émetteur de positon ß+ (diagnostic) 211 Imagerie par les rayons X et radioprotection Radioisotope Période (minutes) Azote 13 Carbone 11 Fer 52 Fluor 18 Oxygène 15 10 20 498 112 2,2 Tableau 3 5.1.3. Différents traceurs et principales indications Organe Thyroïde Parathyroïde traceurs Indications principales Commentaire pertechnetate: 99mTcO4- nodule, goitre le + courant iode 123 hypothyroïdie néonatale coût élevé iode 131 curiethérapie: carcinome et hyperthyroïdie thallium 201 adénome isonitriles -Tc99m comparaison avec le 99mTcO 4 analyse directe Squelette osseux phosphonates-Tc99m . cancérologie (métastases) . rhumatologie . médecine du sport corps entier ou dynamique Myocarde thallium 201 insuffisance coronaire . associé à une épreuve d'effort . redistribue au repos isonitriles -Tc99m acides gras - I123 idem réserve métabolique (post infarctus) réinjection Perfusion pulmonaire serum alb. humaine: macroagrégats ou microsphères - Tc99m . embolie . bilan pré-op de carcinome Ventilation pulmonaire Xénon133, Krypton81m aérosols - Tc99m DMSA - Tc99m DTPA - Tc99m Hippuran - I123 Mag3 - Tc99m colloïde - Tc99m embolie couplée à la perfusion . insuf. rénale . uropathies malformatives . hypertension bien définir l'indication clinique... obsolète... explore le système réticulo-endothél. Reins Foie 212 Imagerie par les rayons X et radioprotection EIDA - Tc99m Infectieux . surveilance de greffe . cholécystite Gallium 67 traceur hépato-biliaire non spécifique (traceur tumoral) Polynucléaires - Tc99m HMPAO - Tc99m Cerveau épilepsie démence, ictus traceur de débit amphétamines - I123 Surrénales MIBG - I131 ou I123 neuroblastome phéochromcyt. Conn, Cushing Norcholestérol - I131 Tableau4 5.2. La gamma caméra d'Anger Electronique Blindage P.M. Guide de lumière Cristal Collimateur multicanaux Figure 1 : vue en coupe de la tête de détection d’une caméra à scintillation type Anger 5.2.1. Le milieu utilisé pour la détection Le principe de détection des rayonnements repose sur l'interaction de ces derniers avec la matière. Lorsqu'un photon pénètre dans le détecteur, il cède principalement son énergie sous forme d'ionisations ou d'excitations. Le retour à l'état stable du milieu s'accompagne d'émissions secondaires de photons de basse énergie. Le photon incident peut être partiellement ou totalement absorbé (effet photo-électrique). Dans le premier cas, la perte d'énergie s'accompagne d'une déviation du photon (diffusion Compton). Le photon perd alors "la mémoire" de son lieu d'émission initiale. Dans la gamma caméra le milieu de détection est un cristal scintillant habituellement de NaI dopé au thallium. Ce cristal est capable d'émettre un rayonnement de fluorescence après excitation de ses molécules 213 Imagerie par les rayons X et radioprotection par une molécule chargée (électron). La masse volumique du NaI est de 3,67 g/cm3, son nombre atomique 50. Son temps de scintillation est de 230 ns et le maximum d'émission de lumière se situe à 4150 Angströms. Son indice de réfraction est de 1,85; il est transparent à sa propre lumière et environ 30% de celle-ci est transmise à la chaine de détection. La résolution en énergie peut atteindre 7 à 8% pour des photons de 1 MeV, le temps caractéristique de leur impulsion est alors de 10 -7 sec. L'efficacité de détection des rayons est assez importante, de l'ordre de 40 photons/keV: un photon d'énergie 100 keV cédant toute son énergie dans le cristal entrainera la création d'environ 4000 photons de fluorescence. Ces photons seront "collectés" par la photocathode d'un tube photomultiplicateur (figure 1). 5.2.2. La chaine de détection La détection des photons lumineux secondaires, générés dans le cristal par interaction avec le photon incident, se fait à l'aide d'un photomultiplicateur (PM) placé derrière le scintillateur (figure 1). Les photons lumineux donnent naissance à des électrons sur la photocathode d'entrée du PM. Ces électrons, multipliés et accélérés par une dizaine de dynodes polarisées par des tensions progressivement croissantes, sont finalement collectés par l'anode du PM où ils donnent naissance à une impulsion électrique. Cette impulsion présente une amplitude proportionnelle à l'énergie du rayonnement détecté. Le signal de sortie du PM est amplifié. Son amplitude est mesurée, numérisée et mise en mémoire. Une analyse numérique permet d'obtenir un spectre (nombre de photons détectés en fonction de leur énergie) caractéristique du rayonnement détecté. Le temps d'enregistrement (acquisition) doit être suffisant pour obtenir une bonne statistique de comptage (cf paragraphe 3). Le spectre théorique de la source radioactive est un spectre de raies; le spectre obtenu est un spectre continu (figure 2). Il comprend le pic d'absorption totale correspondant aux absorbés par effet photo-électrique et un fond d'amplitudes plus basses due à l'absorption partielle des par diffusion Compton. Dans la diffusion Compton la trajectoire du photon incident est modifiée ce qui rend impossible la localisation de son site d'émission. Il est donc nécessaire de ne prendre en compte que les évènements correspondant aux interactions de type photoélectrique. Ceci est obtenu par l'intermédiare d'une "fenêtre" de sélection de l'énergie à double seuil (analyseur d'amplitude). 214 Imagerie par les rayons X et radioprotection N(E) A Eo N(E) E (keV) Fenêtre de sélection d'énergie B diffusions Eo zône Compton E (keV) absorption photoélectrique Figure 2 : émission photonique. A) spectre théorique. B) spectre réel. La largeur du pic d'absoption totale dépend essentiellement des fluctuations statistiques aléatoires du gain du PM. La largeur à mi-hauteur E rapportée à l'énergie E0 définit la résolution en énergie E/E0. Celle-ci est d'environ 10% à 140 keV (pic d'émission du technétium-99m). Les impulsions sélectionnées par l'analyseur d'amplitude sont dirigées sur une échelle de comptage comportant un intégrateur du temps qui délivre alors un taux de comptage en impulsions par seconde (ips) ou en coups/seconde (cps). Ce taux de comptage ne peut être rattaché à l'activité réelle de la source qu'après un certain nombre de corrections prenant en compte notamment l'efficacité géométrique de détection et le rendement de la chaine de détection. Pour des taux de comptage très élevés la réponse du détecteur n'est plus linéaire, un certain nombre d'évènements ne sont pas pris en compte. Le défaut de détection qui en résulte s'appelle temps mort. Il est habituel de se placer dans des conditions de détection telles que la correction de temps mort ne soit pas nécessaire (source d'activité moyenne). 5.2.3. Notions de statistique de comptage L'émission de rayonnements par une source radioactive et l'interaction de ces rayonnements avec la matière sont des phénomènes aléatoires. Leur détection met en jeu des mesures statistiques qui ne sont donc 215 Imagerie par les rayons X et radioprotection accessibles qu'aux fluctuations près. Si le nombre de mesures successives d'un même phénomène est petit (N<10), leurs résultats se répartissent suivant une distribution de Poisson dont la largeur définit la dispersion. La valeur la plus probable est inférieure à la moyenne de la distribution. Il appartient à l'expérimentateur de donner le degré de confiance sur ses mesures. La dispersion est approchée par la variance et l'écart type. Il est admis que lorsqu'il s'agit d'une mesure unique N d'un nombre d'évènements, la valeur recherchée est comprise entre (N-2 et (N+2. L'erreur statistique sur chaque point est alors proportionnelle à N1/2 ( = N1/2) (Nb: pour obtenir une "précision" de 1% sur un comptage, celui-ci doit donc être supérieur à 10000). Si les mesures sont effectuées un grand nombre de fois, la distribution tend vers une loi Normale ou loi de Gauss et la valeur la plus probable tend à coïncider avec la moyenne. 5.2.4. La gamma caméra de Anger proprement dite 5.2.4.1. Principe La gamma caméra à scintillation d'Anger utilise l'information fournie par l'amplitude de l'impulsion électrique à la sortie du PM non seulement pour mesurer l'énergie du rayonnement détecté mais aussi pour localiser dans l'espace l'origine de ce rayonnement. L'appareil mis au point par Anger en 1953 comporte un cristal de iodure de sodium (NaI) activé au thallium. Ce monocristal peut prendre des dimensions importantes, jusqu'à 60x50 cm2 de surface pour une épaisseur variant de 1/4 de pouce à 1 pouce. Ces cristaux sont fragiles et présentent une grande sensibilité aux chocs et à l'humidité. La surface de ce cristal est recouvert d'un grand nombre de PM (entre 50 et 100). Lorsqu'une scintillation se produit, la somme des signaux de sortie de tous les PM fournit l'énergie perdue dans le volume du scintillateur (coordonnée Z). Le grand nombre de PM permet d'assurer la "collecte" du maximum de lumière. Par ailleurs, l'amplitude du signal de sortie d'un PM varie avec la distance qui existe entre le centre de sa photocathode et le lieu où s'est produit la scintilaltion dans le cristal. La distribution de l'amplitude des impulsions de sortie des PM fournit alors l'information de localisation (coordonnées X et Y) par l'intermédiaire d'un calculateur de positionnement. Pour chaque photon interagissant avec le détecteur on obtient donc des coordonnées de localisation (X et Y) et une valeur de l'énergie cédée ou perdue dans le cristal (coordonnée Z). Une analyse d'amplitude permet de ne retenir que les photons d'énergie caractéristique du radioélément étudié (par ex. 140 keV pour le Tc99m) ayant perdu toute leur énergie dans le cristal (pic photo électrique). 5.2.4.2. collimateurs L'image scintigraphique correspond à la projection de la distribution de la radioactivité sur le cristal détecteur. Les rayons gamma ne peuvent pas être focalisés comme la lumière à l'aide de lentilles. L'utilisation d'un collimateur permet de privilégier une direction, la plus courante étant la perpendiculaire au cristal. Un collimateur est une galette habituellement en plomb dans laquelle des trous cylindriques ou coniques sont percés suivant un sytème d'axes déterminé. Les photons dont le parcours n'emprunte pas ces directions sont absorbés par le collimateur avant d'atteindre le cristal. La cloison séparant deux trous voisins est appelée "septum". L'épaisseur de plomb est calculée pour entrainer une atténuation d'au moins 95% de l'énergie des photons traversant les septa. Le collimateur le plus couramment utilisé est à trous parallèles. Il conserve les dimensions de l'image. Pour les collimateurs non parallèles, la transformation des dimensions de l'image dépend de la distance de celle-ci au collimateur. Ceci entraine une distorsion géométrique dont il faut tenir compte. L'efficacité d'un collimateur correspond à la fraction des rayonnement participant effectivement à l'image. Elle n'est que de quelques pour mille... La résolution du collimateur correspond à la précision de l'image formée dans le détecteur. La résolution s'améliore avec l'augmentation de l'épaisseur des septa au détriment de la sensibilité du collimateur. Un bon compromis est à trouver, la réalisation d'un collimateur performant dépendant des caractéristiques intrinsèques du détecteur et de l'usage que l'on veut en faire. 5.2.4.3. caractéristiques et performances 216 Imagerie par les rayons X et radioprotection La gamma caméra ne fournit pas une image fidèle de la distribution de la radioactivité détectée. Ces imperfections sont en partie inhérentes au détecteur et à l'électronique associée. Les performances d'une gamma caméra doivent être appréciées sur la valeur d'un certain nombre de caractéristiques. La résolution spatiale: elle est définie par la distance minimale séparant deux sources radioactives ponctuelles ou linéaires dont le détecteur fournit deux images distinctes. La cause principale de dégradation de la résolution spatiale est la fluctuation statistique de la distribution des photons lumineux entre les PM. Elle est mesurée par la largeur à mi-hauteur de la fonction de dispersion linéique fournie par une source linéaire de largeur 1 mm. La linéarité spatiale: si les déflections en X et en Y produites en sortie du détecteur ne varient pas linéairement avec la position de l'évènement produit dans le cristal, une distorsion géomérique apparait. Cette distorsion est facilement mise en évidence, lorsqu'elle existe, en réalisant une image de sources linéaires rectilignes. L'uniformité: lorsque le cristal est soumis à un flux uniforme de rayonnement (source plane homogène nommée "galette") l'image produite par un détecteur aussi parfait que possible présente des variations d'intensité répondant à des variations de taux de comptage de +/-10%. Des imperfecions plus importantes peuvent être dues à un défaut de linéarité spaciale où à une inégalité de réponse de l'analyse en amplitude en sortie des PM. La résolution en énergie: elle est définie par le rapport de la largeur à mi hauteur du pic d'absorption totale à la valeur de l'énergie du rayonnement incident (E/E). Sa dégradattion provient d'une augmentation des fluctuations statistiques sur la détermination de l'absorption par effet photo-électrique des photons incidents dans le volume de détecteur. Taux de comptage: lorsque le taux est très élevé, deux évènements trop rapprochés peuvent ne donner naissance qu'à une seule impulsion. L'énergie apparante peut alors dépasser les limites imposées par la fenêtre spectrométrique; en ce cas elle est rejetée. Il en résulte une perte de comptage d'autant plus importante que la fenêtre est étroite. Un compromis est généralement récherché en assurant un taux de comptage ne donnant pas lieu à une perte de plus de 20% sur la détection de l'activité. Index de sensiblité: il s'agit de la proportion du rayonnement l'ensemble du détecteur dans son angle solide. incident effectivement détectée par Les machines modernes sont toutes équipées de sytèmes électroniques de correction visant à améliorer les caractéristiques intrinsèques des détecteurs. 5.2.4.4. différents types La gamma caméra peut être équipée d'un ou plusieurs détecteurs (habituellement 2, mais pouvant atteindre 4). Ces détecteurs peuvent être circulaires ou rectangulaires. Le cristal est de taille variable, d'environ 25 cm de diamêtre pour les détecteurs "petit champ" à 50x60 cm2 pour les "grand champ". Les "têtes" de détection peuvent habituellement être orientées indépendamment. Deux têtes peuvent être en particulier mises en face à face, permettant des acquisitions tomographiques complètes à partir d'une rotation de 180° seulement. 5.2.4.5. Les images Les images actuelles sont directement obtenues sous forme numériques. Les format varient de 64 x 64 à 256 x 256. Chaque pixel est codé sur un ou deux octets. La valeur du pixel représente le comptage (en cpm) obtenu par le détecteur au point correspondant de l'image. Cette valeur est un renseignement quantitatif essentiel en théorie directement proportionnelle à la radioactivité réelle contenue dans l'organisme. 5.3. Acquisition statique, corps entier et dynamique 217 Imagerie par les rayons X et radioprotection L'acquisition la plus simple est l'image"statique". Elle est réalisée avec un détecteur en position fixe par rapport au patient. Pour obtenir une statistique de comptage satisfaisante, permettant d'avoir un bon contraste dans l'image, le temps d'acquisition est déterminé en fonction de l'activité injectée (par exemple de 5 à 10 minutes pour une scintigraphie de la thyroïde réalisée après injection de 3 mCi de Tc99m). On peut aussi choisir d'obtenir un nombre déterminé de coups dans l'image (par exemple 400 à 600 kcp pour un scintigraphie pulmonaire de perfusion réalisée après injection de 4 mCi de macroaggrégats-Tc99m). Le cliché obtenu est représentatif de la distribution radioactive suivant une incidence (face ant., profil, oblique, etc...). L'examen scintigraphique d'un organe requière habituellement plusieurs images obtenues suivant différentes incidences (une exploration pulmonaire de perfusion comprend normalement 6 incidences: 2 faces, 2 obliques post. et 2 profils ou obliques ant.). Les images statiques sont utilisées dans l'étude de distributions stables dans le temps. Il s'agit principalement des scintigraphies pulmonaires, thyroïdienne et bien entendu de la scintigraphie osseuse, du moins dans sa phase tardive. Il est théoriquement possible de réaliser une distribution sur la totalite de l'organisme en acquérant une succession d'images statiques "jointives", de la tête aux pieds du patient. Certaines machines sont cependant équipées d'un mode "corps entier" qui permet par déplacement longitudinal de la tête de détection d'obtenir un "balayage" de part et d'autre du patient. L'acquisition en continu du signal permet de reconstituer dans le même temps un cliché complet du patient. Ce mode d'acquisition est principalement utilisé pour la scintigraphie osseuse. Il permet, en un temps très court (10 à 15 mn) d'obtenir une distribution du traceur radioactif sur l'ensemble du squelette. Ce mode d'acquisition est aussi utilisé dans les bilans d'extension des carcinomes thyroïdiens, le balayage à l'Iode-131 étant l'examen de référence dans cette indication. La scintigraphie permet aussi d'étudier des phénomênes transitoires, comme par exemple une phase vasculaire. Il est possible en effet de programmer une acquisition "dynamique". Il s'agit en fait d'une série d'images scintigraphiques statiques. Par exemple, dans l'étude de la fonction rénale, on place le détecteur en incidence de face postérieure, en regard de l'aire rénale et on déclenche, au moment de l'injection IV du traceur radioactif (par ex. DTPA-Tc99m), l'acquisition de 30 images de 2 secondes suivies de 90 images de 30 secondes chacune. Ceci permet d'obtenir un "film" de la filtration et de l'excrétion rénale du traceur. La séquence d'images pourra alors faire l'objet d'un traitement numérique, comme par exemple la détermination de courbes activité/temps à partir de régions d'intérêt rénales droite et gauche délimitées sur l'écran de l'ordinateur. 5.4. Tomoscintigraphie 5.4.1. Principe La tomographie axiale transverse par émission de simple photon (SPECT) est une technique qui permet d'obtenir une représentation numérique en 3D d'une distribution radioactive. Le détecteur est ici animé d'un mouvement de rotation autour du patient. Il réalise l'acquisition d'images scintigraphiques sous différentes incidences. Le traitement mathématique de ces données permet alors de "reconstruire" la distribution volumique. 5.4.2. Système à reconstruction par projections La tête détectrice d'une gamma caméra conventionnelle est montée sur un système mécanique permettant sa rotation autour de l'axe de la table d'examen. La rotation est continue ou incrémentale, le pas angulaire de 3 ou 6° est choisi par l'opérateur. Chaque projection est enregistrée sous la forme d'une image matricielle dans l'ordinateur. Une ligne de la matrice représente la projection d'un plan de coupe du patient, perpendiculaire à l'axe de rotation. La reconstruction s'effectue plan par plan ou globalement. Il s'agit d'une opération mathématique consistant classiquement en une rétroprojection filtrée. Cette technique consiste en deux étapes succéssives: un produit de convolution des images acquises par une fonction de filtrage (fonction rampe ou une fonction approximant celle-ci) puis une rétroprojection simple au foyer-image des données obtenues. Le choix du filtre approximant la fonction rampe (Hamming Hann, Wiener, 218 Imagerie par les rayons X et radioprotection Butterworth, etc..) intervient sur la résolution spatiale. Il doit tenir compte du niveau de bruit dans les images brutes acquises. Un point particulier et important concerne la dégradation en profondeur de la résolution dûe à la distorsion de la projection des trous du collimateur. Ce phénomène peut être réduit en diminuant la distance objet-collimateur. Plusieurs solutions peuvent être proposées: réaliser des orbites non circulaires, utiliser des caméras à détecteur tronqué ou réaliser une révolution conique avec une caméra munie d'un collimateur à trous inclinés. Un collimateur en "éventail" (fan beam) permet d'améliorer simultanément la sensibilité et la résolution spatiale. Son utilisation est cependant réduite à l'imagerie cérébrale. Certaines caméras sont équipées de 3 détecteurs positionnés à 120°. Le diametre du cercle de rotation des trois détecteurs peut varier de 25 cm pour l'exploration cérébrale à 40 cm pour celle du corps entier. Avec des collimateurs à trous parallèles, la résolution spatiale est de 8,5 mm dans le plan de coupe. L'utilisation de collimateurs "éventail" améliore la sensibilité de 60%. Enfin certaines machines possèdent quatre têtes rectangulaires. L'acquisition se fait en théorie sur 360°. Dans l'exploration du rachis ou du myocarde une rotation de 180° est cependant suffisante et permet de réduire l'effet "bruitant" des incidences à faible contenu en signal utile (par exemple les incidences antérieures pour une exploration rachidienne ou postérieures dans l'exploration du myocarde). La reconstruction de 64 plans de coupe est effectuée en quelques secondes. L'opérateur dispose alors d'un volume cubique matriciel qu'il peut "relire" suivant un plan de coupe oblique. Ceci permet par exemple de recadrer les données par rapport à un plan anatomique (axe du coeur, ligne occipito-méatale, etc...). 5.5. Tomographie par émission de positons (PET) Il s'agit d'une technique d'imagerie permettant l'étude de la distribution d'émetteurs ß+ dans un objet. Les positons ont un parcours moyen très réduit dans la matière. Après dissipation de son énergie cinétique par collisions, le positon s'annihile avec un électron en émettant deux photons de 511 keV à 180° l'un de l'autre. Les rayonnements émis lors de l'annihilation fournissent des informations sur la localisation et la quantité des émetteurs ß+ dans l'objet. La détection prend avantage des deux caractéristiques majeures des émissions de positons: la possibilité de détecter les deux photons en coïncidence (en utilisant deux détecteurs en face à face) et la possibilité de localiser l'évènement en utilisant la différence de parcours des 2 photons du lieu d'anihilation au détecteur (caméra à temps de vol). Le cristal scintillateur est constitué de germanate de bismuth (BiGO) ou de fluorure de baryum (BaF 2) L'efficacité de localisation en tomographie par émission de positons est limitée par le parcours au cours duquel la particule perd son énergie cinétique par collisions avant de s'annihiler. L'origine des photons détectés ne coïncide en effet pas exactement avec l'émission de la particule ß+. Ce parcours est cependant limité pour les émetteurs de positons utilisés habituellement en diagnostic scintigraphique. La reconstruction de l'image, analogue à celle de la tomographie classique (SPECT), est effectuée par rétroprojection filtrée. L'image représente ici aussi la distribution d'un paramêtre fonctionnel, mesurable par analyse de la distribution du radioélément. Une caractérisation physiologique ou métabolique peut être alors obtenue grâce à un modèle mathématique. Les caméras PET sont en général des machines "dédiées" à cette utilisation. Mais on dispose actuellement de logiciels permettant d'obtenir à l'aide d'une caméra SPECT à double tête en face à face, sans collimateur, des images en coïncidence de positons. 219
