3. La Radiologie 3. Imagerie Radiologique 3.1

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3. La Radiologie
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3. Imagerie Radiologique
1. Production des rayons X
2. Interaction photon X/matière
3. Formation de l'image
4. Détecteurs
5. Techniques
– Radiographie
– Angiographie
– Tomodensitométrie
Référence:http://www.imagemed.org/cerf/cnr/edicerf/BASES/index.html
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3.1. Production des Rayons X
• Tube à rayons X
– génération d'électrons
• filamentde Tungstène
• Effet thermo-ionique
chauffage→électrons
– cible métallique (anode)
• plateau tournant
• recouvert de tungstène
– accélération des électrons
• ddp anode-filament
– interaction électron/métal
– refroidissement

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3.1. Production des Rayons X
• Interaction électron/métal
– 1% de RX, 99% de chaleur
– collision d'ionisation →chaleur
– photon de fluorescence →raies
– rayonnement de freinage (Bremstrahlung)
• déviation de trajectoire
• perte d'énergie
• émission de RX
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3.1. Production des Rayons X
• spectre
– raies
– continu
• Rendement faible
Puissance appliquée
P = U.I
U tension d'accélération (kV)
I courant éléctronique (mA)
W puissance de l'émission RX
W = 3.10-6.Z.U1.75.I
R rendement
R = W/P = 3.10-6.Z.U0.75
R < 1%
RX & Chaleur
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3.2. Interaction photon/matière
• Effet Photoélectrique
–→disparition du photon
– prépondérant aux basses énergies
– coefficient. d'interaction = τ
– dépend du matériau et de l'énergie
• Effet Compton
→déviation( →flou) &↓énergie
– coefficient. d'interaction = σ
– dépend du matériau et de l'énergie
–↓flou de diffusé avec une grille anti-diffusante
• Effet global="atténuation"
– coef. d'atténuation global
µ=τ+σ + π
- loi d'atténuation
)2ln(. n;atténuatiodemidecouche 2
0
.
0
)(
=
=
−
=
−
=
CDA
CDA
CDA
x
N
x
eNxN
µ
µ

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3.3. Formation d’images radiologiques
• Atténuation sélective du faisceau
– une partie de l'énergie a été absorbée
– formation d'une image radiante
• Caractéristiques du faisceau sortant
– fluence énergétique moyenne
– Contraste de l'image radiante
– Diffusé
section du fx
énergie
épaisseur traversée
2
2
)...(.
d
UtIZk
m
F=distance:d tension mAstpsdeposeintensité.:. ctes(tube):
U:
tI
kZ =
2
1
21 FF
FF
c+
−
=
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3.3. Formation d’images radiologiques
• loi des projections coniques
• loi de confusion des plans
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3.3. Formation d’images radiologiques
• Flous
– Géométrique
– cinétique
• temps de pose
– de diffusion
Réduction du diffusé
• focalisation
• grille anti-diffusante
• distance objet/détecteur

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3.3. Formation d’images radiologiques
• Modifications du faisceau
– Eliminer les RX de basse énergie nuisibles
• interposition de filtres (plaques métalliques)
– Contraste
• tension du tube⇒Energie du RX
• intensité & temps de pose ⇒Nombre de RX
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3.4. Détection et Mesures
Détecteurs d’Ionisation:
• Emulsion Photographique
– Courbe de réponse du film
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• Amplificateur de Brillance
Amplificateur de brillance
3.4. Détection et Mesures

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3.4. Détection et Mesures (Nouveaux Détecteurs)
• Écran photo-stimulable
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3.4. Détection et Mesures (Nouveaux Détecteurs)
• Capteurs plans
– Remplacement
• du couple écrans-films (imagerie statique) et
• dans certains cas l’ensemble amplificateur de brillance –caméra (imagerie
dynamique).
– Principes
• Les capteurs plans utilisent différentes techniques :
– conversion directe ou indirecte,
– matrices de transistors ou CCD,
– variantes dans le choix des matériaux et dans l’informatique de traitement.
– Chaque technique présente des avantages et des inconvénients
• L’image obtenue immédiatement après l’exposition, et est numérique de taille
variable.
• Des compromis sont à faire entre la taille du champ et la cadence d’acquisition
: aujourd’hui, l’acquisition du dynamique est limitée à des petits champs
(inférieur à 23 x 23 cm)..
Source: UTC/DESS Technologie Biomédicales hospitalières
rapport Supiot-Vedoni; 01-02
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3.4. Détection et Mesures
(Nouveaux Détecteurs)
• Capteurs plans :Capteur à base de sélénium
amorphe (méthode indirecte)
– un écran fluorescent d’Iodure de Césium CsI avec une
structure en aiguilles.
– couche
• de silicium amorphe, recouvert par
• une matrice de photodiodes et de transistors FET (Field Effect
Transistor) appelés aussi TFT (Thin Film Transistor).
– support en verre
– Chaque pixel comprend une photodiode et un transistor.
• L’Iodure de Césium convertit les rayons X en lumière et
• le silicium amorphe transforme la lumière en signal électrique.
• La photodiode chargée initialement à une tension V, est déchargée par le
photocourant.
• Lorsqu’on envoie une impulsion de commande sur la grille du FET, il
devient conducteur. La capacité de la photodiode se recharge au potentiel
initial V. Ce courant de recharge se retrouve intégré par l’amplificateur
•la valeur de sortie est donc proportionnelle à l’exposition reçue par le pixel
entre deux impulsions de commande.
– Bonne Absorption RX, pas de rémanence, mais acquistion
lente
– champ/résolution 20cm/100µm; 40cm/200µm; 12 bits