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21. Imagerie par rayons X
Texte version définitive soumise (sans les figures)
Figure 21.1 : Radiographie 3D
La radiologie est le domaine des techniques d’imagerie utilisant la transmission des
rayons X à travers les tissus. Le pouvoir de pénétration des rayons X et l’atténuation
différentielle de ces photons par les structures anatomiques internes permettent l’imagerie
morphologique du corps humain.
La radiologie est la plus ancienne modalité d’imagerie médicale et elle reste à ce jour la
plus largement utilisée dans le monde. En 2004, elle représentait plus de 40% des ventes de
systèmes d’imagerie et plus de 2/3 des images acquises à l’hôpital.
Depuis la première radiographie d’une main, obtenue en 1895 par Röntgen,
l’instrumentation et les techniques mises en œuvre n’ont pas cessé de progresser et
permettent aujourd’hui d’acquérir en temps réel des images numériques en trois dimensions
d’une très grande précision.

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21.1 Généralités sur le radio-diagnostic
21.1.1 Bref historique de la radiologie
L’histoire de la radiologie commence le 28 décembre 1895 lorsque le physicien W. Röntgen
découvre par hasard, dans l’obscurité de son laboratoire, les rayons X émis par un tube cathodique.
Cette technique permettant de voir l’intérieur du corps humain va connaître un rapide essor et
progressivement de nombreuses améliorations. En 1948, J. Coltman décrit le principe de l’amplificateur
de brillance dont le gain permet une grande sensibilité. Disponible commercialement à partir de 1953,
ce détecteur va permettre de sortir du noir les salles de radiologie et de développer les techniques de
radioscopie à faible dose. Au début des années 70, la disponibilité des moyens informatiques va rendre
possible l’avènement du scanner X dont le brevet de base est déposé en 1972 par G. Hounsfield, prix
Nobel en 1979 pour cette découverte. C’est le début de l’image numérique en radiologie médicale. La
radiologie numérique connaît une forte progression depuis 2000 grâce à l’arrivée sur le marché des
détecteurs plats dont l’utilisation se généralise dans toutes les modalités.
Figure 21.2 : Radiographie de la main de Mme Röntgen
21.1.2 Principe de base, méthodes et techniques, évolutions
a/ Principe de base de la radiologie
L’image radiologique est obtenue grâce à la différence d’atténuation des rayons X par les tissus.
Une source de rayonnement X étant placée d’un coté du sujet, les rayons X traversent plus ou moins le
sujet en fonction de la nature et de la structure des tissus rencontrés. Du coté opposé à la source,
l’image radiologique est obtenue en faisant une cartographie de la quantité de rayonnement X
transmise à travers le sujet. Les structures anatomiques ont des opacités radiologiques différentes qui
se traduisent ainsi en contrastes et forment l’image radiologique ou radiographie.
b/ Les composants de la chaîne image radiologique
La chaîne image radiologique, aujourd’hui numérique, est classiquement composée (figure 21.3) :
côté source, d’un tube émetteur de rayons X associé à un ensemble de collimation, et côté récepteur,
d’une chaîne de détection comprenant un détecteur (associé ou non à une grille anti-diffusante), un
calculateur et des moyens d’enregistrement informatique, un moniteur permettant la visualisation des
images.
Figure 21.3 : Composants de la chaîne image radiologique
L’arrivée des techniques numériques modifie la pratique radiologique : les traitements d’images
améliorent l’exploitation de l’information contenue dans l’image, le stockage est facilité, les images
peuvent être transmises via les réseaux PACS (Picture Archiving and Communication System) d’un
hôpital à un autre au bout du monde, les coûts de consommables que représentaient les films
argentiques sont réduits.
a/ Méthodes et modes d’acquisition
Suivant la géométrie d’acquisition et le mouvement de la source et du détecteur, ainsi que le type de
détecteur, on peut obtenir différents types d’image (cf. chap. 20.2):
- des projections planes : détecteur plan et acquisition statique ou détecteur linéaire associé à un
balayage mécanique
- des coupes longitudinales : les mouvements relatifs de la source et du détecteur définissent un plan
longitudinal unique où l’image est nette, le reste du volume étant rendu flou par le mouvement.
- des coupes axiales transverses : la rotation de l’ensemble source-détecteur linéaire autour du sujet
(ou inversement la rotation du sujet dans l’axe source-détecteur) définit des coupes, appelés
tomographies (axiales).
- des volumes : le mouvement de translation du sujet pendant la rotation de l’ensemble source-
détecteur linéaire (mode hélicoïdal ou spiralé) ou l’utilisation d’un détecteur plan en rotation permettent
l’acquisition directe d’un volume.
Suivant la durée d’acquisition, on distingue :
- le mode « graphie » (ou radiographie): l’exposition aux rayons X est un flash unique de durée la
plus courte possible, typiquement de quelques dizaines à quelques centaines de ms.

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- le mode « scopie » (ou fluoroscopie) : l’exposition aux rayons X est continue (ou périodique).
L’acquisition est faite au rythme vidéo, soit 25 images/s ou à des rythmes plus élevés (cas de
l’imagerie cardiaque) et permet un suivi dit temps réel de phénomènes dynamiques.
b/ Les techniques de soustraction
L’arrivée de l’image numérique en radiographie a permis le développement des techniques dites de
« soustraction d’images ». On distingue deux techniques principales :
- la soustraction temporelle : le mode DSA (en anglais, Digital Substraction Angiography) est la
référence pour les examens vasculaires et cardio-vasculaires (voir aussi 21.4.2). Deux clichés
radiographiques sont pris successivement, l’un avant injection d’un produit de contraste (voir 21.3.2),
le suivant après injection. La soustraction numérique des deux images, pixel à pixel, produit une image
de la localisation du produit de contraste, c’est-à-dire du système vasculaire seul sans la structure des
os et des tissus mous (voir figure 21.32.).
- la technique double-énergie : Le principe de cette technique est plus complexe qu’une simple
soustraction. En prenant deux clichés radiographiques à des énergies différentes (deux valeurs de
haute tension tube et éventuellement deux filtrations différentes), on peut obtenir par combinaison
linéaire de ces deux images, d’une part une image où n’apparaissent que les os, d’autre part une image
des tissus mous seuls. L’absorptiométrie à double faisceau de rayons X (DXA, en anglais Dual-energy X-
ray Absorptiometry) reposant spécifiquement sur cette technique est analysée en 21.5. La technique
double-énergie est proposée en radiographie pulmonaire (figure 21.4) et en mammographie.
Figure 21.4 : radiographie des poumons en double-énergie
c/ Evolutions des techniques radiologiques
Visant l’amélioration continue de la qualité d’image et la réduction des doses d’irradiation, les
progrès des techniques radiologiques permettent d’envisager maintenant :
- leur utilisation croissante en cardiologie et en radiologie interventionnelle
- l’accès à des informations quantitatives (par exemple, par absorptiométrie)
- l’utilisation de systèmes d’aide au diagnostic (CAD, pour Computerd Assisted Diagnosis).
21.1.3 Domaines d’applications
La radiologie permet, grâce à des équipements généralistes ou dédiés, l’imagerie de tous les
organes. La radiologie générale ou conventionnelle utilise des tables télécommandées pour l’imagerie
des os ou de l’appareil digestif, des statifs souvent spécifiques permettant l’imagerie pulmonaire. La
fluoroscopie est utilisée en cardiologie, en angiographie et pour l’imagerie interventionnelle au bloc
opératoire. Un équipement particulier est nécessaire pour la mammographie. La radiologie dentaire a
ses propres équipements pour l’imagerie intra-orale ou panoramique. La tomodensitométrie ou scanner
X permet l’imagerie en coupes ou en volumes de tous les organes. Les différentes applications sont
développées en 21.4.
21.2 La chaîne image radiologique
21.2.1 Les tubes et générateurs RX
a/ Principe de fonctionnement d’un tube RX
Le tube à rayons X pour la radiologie dérive toujours du tube de Coolidge de 1906. Il s’agit d’une
enceinte à vide, contenant une cathode et une anode soumis à une différence de potentiel élevée
pouvant varier entre 30 et 160 kV pour les applications de radiologie médicale (figure 21.5).
L’émission du rayonnement X est obtenue par l’interaction d’électrons à grande vitesse avec le
matériau constituant l’anode. Le vide est indispensable pour éviter l’interaction des électrons avec
l’air.
La cathode est destinée à fournir le faisceau d’électrons. Elle est constituée d’un filament de
tungstène, entouré d’une pièce, appelée pièce de concentration. Le filament chauffé par le courant
électrique qui le traverse émet des électrons par effet thermo-électronique. Ces électrons, soumis au
fort champ électrique présent dans le tube, sont arrachés du voisinage de la cathode et sont accélérés
pour venir frapper l’anode. Ce courant d’électrons définit l’intensité dans le tube exprimée en mA. La
géométrie du filament et de la pièce de concentration ainsi que les champs électriques en présence
définissent la focalisation du faisceau d’électrons.
Figure 21.5 : Schéma de principe d’un tube RX dit à anode tournante dans sa gaine

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L’ensemble est inséré dans une gaine assurant l’isolation électrique, le refroidissement du tube, la
sélection par collimation de l’angle solide d’émission de rayons X souhaité (au point d’impact des
électrons sur l’anode, le rayonnement X est émis dans les toutes directions) et la protection contre les
rayonnements non désirés.
b/ Spectre de rayons X émis par un tube RX
Quand les électrons animés d’une grande vitesse frappent le matériau d’anode, généralement du
tungstène, dense et difficilement fusible, les interactions successives des électrons avec les atomes du
milieu les ralentissent, la plus grande partie de leur énergie étant convertie en chaleur (99%). De plus
rares Quelques interactions, plus rares, produisent des rayons X (cf. chap. 15.3.1) :
- le passage d’un électron à proximité d’un noyau modifie sa trajectoire et une partie de son énergie
est absorbée par le milieu puis convertie en un photon X d’énergie égale à la perte d’énergie de
l’électron. Cette décélération rapide de l’électron produit un rayonnement dit rayonnement de freinage
(ou bremsstrahlung, terme allemand). L’énergie maximale du photon sera fournie lors d’un « choc »
avec le noyau tel que toute l’énergie cinétique de l’électron est convertie.
- le choc ou le passage d’un électron de haute énergie à proximité d’un électron des couches
profondes d’un atome (raies K et L) produit un photon X dont l’énergie correspond au maximum à
l’énergie de liaison de l’électron sur sa couche électronique. En fait, l’électron incident cède son
énergie à l’électron sur son orbitale dont il s’arrache et secondairement des photons de fluorescence
témoignent du retour d’électron sur la case vacante. Leurs énergies très précises sont caractéristiques
de l’atome. L’électron incident doit avoir une énergie supérieure à l’énergie de liaison de l’électron sur
sa couche pour que ce mode d’émission se produise.Ainsi le spectre de rayons X théorique émis par
un tube – qui représente la quantité de photons X émis en fonction de leur énergie (cf. figure 21.6a) -
correspond à la superposition d’un fond continu de rayonnement de freinage (dont l’intensité est
linéairement décroissante en fonction deà l’énergie) et de raies caractéristiques.
Figure 21.6 : spectres typiques d’émission d’un tube à rayons X : a) spectre d’émission initiale théorique - b)
spectre effectif après filtrations
Mais une partie de ce spectre de rayons X, principalement dans les basses énergies, est absorbée par
le matériau d’anode (auto-absorption), par la filtration inhérente du tube dans sa gaine (verre, huile,
hublot) et par une filtration additionnelle réglementaire destinée à supprimer les rayons X d’énergie
trop basse pour traverser le patient et donc inutiles pour l’image. Le spectre de rayons X utilisé est
ainsi représenté sur la figure 21.6b.
La filtration totale (inhérente et additionnelle) doit être équivalente à 2,5 mm d’aluminium afin d’éviter
d’exposer les patients à des rayons X trop peu pénétrants pour être utiles.
c/ Caractéristiques thermiques d’un tube RX et limites physiques
Puisque le processus d’émission des rayons X produit une très grande quantité de chaleur, la
puissance émise va être limitée par les possibilités de résistance des matériaux à la température, de
stockage de la chaleur et par son évacuation. L’anode doit répondre à ces trois conditions.
Elle est généralement en graphite recouvert d’une couche de tungstène dont le point de fusion est
élevé (3600°C). La rotation de l’anode (3000 ou 9000 tr/mn), dans un tube dit à anode tournante,
classiquement utilisé en radiologie médicale, permet de répartir l’impact du faisceau électronique sur
une couronne plutôt qu’en un point. On peut ainsi augmenter sensiblement la « puissance instantanée »
(produit kV x mA) par rapport à celle tolérée par un tube à anode fixe. Le tube à rayons X est utilisé
de façon discontinue pour effectuer un examen ou une série de clichés. Le graphite constituant l’anode
fait office de réservoir de chaleur, se remplissant pendant l’irradiation et se vidant en permanence.
Sous vide, la dissipation de la chaleur se fait par rayonnement. Ce phénomène est favorisé par la
couleur noire du graphite. Cette chaleur est ensuite évacuée par le circuit de refroidissement du tube
(circulation d’huile) qui détermine la « puissance moyenne » du tube.
d/ Caractéristiques émissives d’un tube RX
Le foyer d’un tube à rayons X (dit foyer optique) est défini comme la surface d’émission de rayons
X vue par le plan récepteur. L’axe de référence est perpendiculaire au faisceau d’électrons et passe par
le centre du foyer. On définit alors respectivement comme longueur et largeur du foyer les projections
de la surface d’impact du faisceau électronique (dit foyer thermique) sur le plan perpendiculaire à
l’axe de référence (figure 21.7).
Figure 21.7 : définition des dimensions d’un foyer d’un tube RX

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On rappelle que la fluence F est l’énergie ou le nombre de particules reçues (ou transmises) par
unité de surface (Cf. Chapitre 1.1.2c).
Le débit de fluence photonique d’un tube X, qui peut s’exprimer en photons.s-1.mm-2 est
proportionnel :
- à l’intensité I du courant dans le tube, exprimée en mA
- à une puissance n (3<n<4 avec filtration) de la haute tension V appliquée entre la cathode et
l’anode, exprimée en kV
- au carré de la distance d entre le foyer source et le point de mesure
e/ Tubes et générateurs RX
Une large gamme de tubes X et de générateurs haute tension est disponible, adaptée à chaque
modalité radiologique, fonction des puissances instantanées et moyennes requises, des tailles de foyer
souhaitées et du spectre d’émission attendu.
21.2.2 La formation de l’image radiante
L’image radiologique est obtenue par la détection et la conversion en image interprétable (image
visible ou données numériques) d’une image dite image radiante, « incidente » au détecteur. L’image
radiante correspond aux variations spatiales de la fluence photonique F (en photons/mm2) secondaires
à l’interaction entre le rayonnement X de fluence Fémis par le tube et les tissus d’épaisseur x
traversés. Cette interaction suit la loi de Beer-Lambert (cf. chap.16.3.4) selon la formule :
où µ est le coefficient d’atténuation linéaire des tissus traversés, exprimé en cm-1.
Le coefficient d’atténuation.
Ce coefficient µ dépend
- du numéro atomique Z et donc de la densité des tissus traversés
- de l’énergie du rayonnement.
Si le rayonnement est mono-énergétique, µ est constant pour un matériau donné
Si le rayonnement X n’est pas mono-énergétique – ce qui est le cas à la sortie du tube de rayons X,
l’atténuation est moyennée sur l’ensemble du spectre en énergie.
Par souci de simplification, on fera dans ce chapitre l’approximation mono-énergétique.
Dans la gamme d’énergie utilisée, les effets prédominants sont l’effet photoélectrique et l’effet
Compton (Cf. chapitre 15.3.2). Comme on peut le voir sur la figure 21.8, l’image radiante est donc
constituée de photons transmis sans interaction, qui, compte tenu des interactions photo-électriques qui
les font disparaître les photons absorbés, constituent l’information utile tandis que les photons diffusés
par les tissus par exemple par effet Compton, qui ne contiennent pas d’information spatiale, perturbent
cette information utile
Figure 21.8 : rayonnement X direct formant l’image et rayonnements diffusés
En radiologie, les limitations viennent donc en premier lieu de l’image radiante. La chaîne de
détection, et au premier niveau le détecteur, a ensuite pour but de convertir cette image radiante en
conservant au maximum l’information qui y est contenue.
Sur le plan géométrique, la loi générale de variation en 1/d2 (Cf. chapitre 1.1.2) de la fluence émise
par le tube de rayonnement X en fonction de la distance d au foyer introduit un facteur de
grandissement de l’image radiologique par rapport à l’objet radiographié. On parle de technique « au
contact » quand la distance objet-détecteur est nulle (rapport de grandissement 1). On parle de
technique « agrandissement » quand l’objet est positionné entre le foyer et le détecteur à une distance d0
du foyer. Le rapport de grandissement est donné par le rapport d/d0 où d est la distance foyer-détecteur
(figure 21.9). Remarquons que le produit fluence-surface est constant (Cf. 21.3.6).
Figure 21.9 : formation géométrique de l’image radiante par exemple en d0 ou plus loin en d
21.2.3 Les détecteurs de rayons X
a/ Fonctions d’un détecteur et rappel des principes de détection
2
n
dI .V
FFex