UE 3.2 SCANNER

Présentation

Autre nom :

• Tomodensitométrie (« tomos » = section ; « densitométrie »= mesure de densités)
• CT : computerized Tomography
• CAT Scan : computerized Axial Tomography

Technique d’imagerie par rotation qui utilise les photons X pour créer des images axiales, anatomiques et parfois fonctionnelles.

Matériel :

• Table (avec un poids limite : 250kg en général)
• Statif (tube, détecteurs, générateur) : il peut s’incliner selon les protocoles
• Console de l’opérateur (avec arrivée d’image en quasi temps réel)

Axe Z : axe tête –pied = axe du déplacement de la table

Axe X : droite gauche

Axe Y : antérieur postérieur

Unité : HOUNSFIELD : divise la partie étudiée en carré et mesure la valeur moyenne d’absorption quand ils sont traversés par un faisceau de rayons X. (technique qui date de 1968).

• 1999 : Scanner multi barrette (rotation continue + table mobile).

Définitions

• Loi d’atténuation :
  • I0 : intensité de faisceaux X initial
  • I : Intensité du faisceau à une distance X
  • x : épaisseur traversée
  • µ : coefficient d’atténuation global de toutes les matières traversées prenant compte toutes les structures de densités différentes
• Matrice : grille en deux dimensions composées de lignes et de colonnes, elle est en générale composée de 512² (pixels = unité de la matrice ; il définit la base d’une image numérique). En 3D on passe en cube (voxel = contraction de volumétrique élément, il est égal à l’épaisseur de coupe).

  Principes physiques

• Principe élémentaire :

Détecteur primaire : chambre d’ionisation à la sortie du tube où on mesure I0.

Détecteur secondaire : appelé barrettes, se trouve après le patient, ou le scanner capte le nombre de photons émergeants (mesure de I).

Grâce à la rotation du tube, le scanner mesure µx sur un axe de 360°.

• Effet Compton (60 kV – 1.022 MeV)

 

Eléments de technologie :

• Partie informatique :

Unité centrale : reçoit les ordres de la console d’acquisition et de traitement, gère la mécanique d’acquisition, le générateur, le transfert de donné numérique, et le processeur vectoriel qui reconstruise l’image, l’archivage.

Les consoles : interface entre l’opérateur et l’unité centrale. Système d’archivage, d’acquisition, de reconstruction, le reprographie. Contrôle la partie mécanique du Scanner.

• Partie mécanique :

Générateur : fournit la haute tension (kV) qui alimente le tube. Il est souvent embarqué (dans le statif et de part et d’autre du tube – tourne en même temps que le tube). Il est caractérisé par sa puissance : . Peuvent aller de 80 jusqu’à 460 kV.

Tube à RX : grosses contraintes thermiques. Son temps de rotation est inférieur à 1 seconde (d’habitude 0.5 seconde). L’anode est faite d’un mélange de graphite, de tungstène et d’une couche de rhénium, elle tourne à 10000 tours/minutes. Le contraste (résolution et densité). Filtre en cuivre (papillon) : sert à enlever les photons de basse énergie. On essaye de rendre le faisceau monochromatique (photon tous de même énergie à car loi d’atténuation ne fonctionne qu’avec un faisceau monochromatique). A une forme de papillon (plus mince au centre que sur ses bords), homogénéise le faisceau (pour améliorer la qualité image et irradier de façon meilleur).

Collimateur primaire : diaphragme (4 lames).

FOV (Field of view = champ de vue) dans le plan XY.

Epaisseur de coupes d’acquisition (largeur d’acquisition dans l’axe Z). Ce qui permet d’irradier une partie ou la totalité des barrettes.

Limite une partie du diffusé (irradiation inutile au patient).

Le statif : se trouve tous les éléments précédemment vus. Sur le côté se trouve les boutons pour centrer le patient, se fait à l’aide de 3 lasers (sagittal, coronal, axial). Avant de faire l’acquisition on fait le 0.

La table (lit) : là où se trouve le patient. Sa vitesse de déplacement est caractérisée par le pas de l’hélice (Pitch).

Collimateur secondaire : 4 lames de tungstène qui protège les cellules du détecteur.

Grille anti diffusante : enlève de rayonnement diffusé avec changements de direction qui perturbe l’image.

Détecteurs secondaires (barrettes) : recueil de l’information I, amplifie le signal, numérise le signal (CAN). Constitué de plusieurs cellules de détection mise à coté les unes des autres (de 16 à 128 se situent dans l’axe Z), (des centaines dans l’axe x). On ne retient que les barrettes qu’on veut irradier dans l’axe Z. Il y a de 0.2 à 0.6 mm entre chaque cellule dans l’axe x. L’épaisseur d’une barrette est de 0.625 à 0.75mm. Chaque barrette à la même épaisseur (montage symétrique). Il existe aussi des montages asymétriques (4 barrettes à 1.5mm, 8 à 2.25mm et encore 4 à 1.5mm).

Détecteur gazeux (n’existe plus) : ionisation des atomes de Xénon par les photons X, des ions chargés sont collectés par une électrode, les électrons émis par cette ionisation sont captés et le courant induit est proportionnel au flux de photons X. Le flux d’électrons est amplifié (par un photomultiplicateur) puis convertit par CAN.

Rendement : capacité à capter des photons (en %) à Probabilité d’interaction faible = mauvais rendement

Rémanence : Temps au bout duquel un détecteur est de nouveau stimulable.

Détecteur solide : le faisceau X arrive sur un cristal phospholuminescant (scintillateur) qui les absorbe par effet photoélectrique qui créer des photons lumineux, qui vont taper une photodiode, qui vont créer un signal électrique. Celui-ci est proportionnel au faisceau de RX incident. Signal électrique amplifié par photomultiplicateur, puis converti par le CAN. Donc à la sortie de la barrette on a des chiffres binaires.

Rendement : capacité à capter des photons à Probabilité d’interaction fort

Rémanence : élevé

Les scanners sont bicouche pour augmenter la qualité de l’image. Il y a deux couches de détecteurs. Une couche basse intensité et une autre forte intensité.

Processeur vectoriel : relié aux cellules par des canaux de reconstruction (fibre optique). Reçoit l’information des détecteurs (barrettes) et reconstruit l’image. Stock l’image sur le disque dur et l’envoi sur la console. Capacité de stockage faible, donc on archive les images pendant 20 ans grâce à un PACS (Picture Archiving Communication System).

Reprographie : se fait sur papier glacé.

 

Mode d’acquisition

• Mode radio (topogramme, Scout view (surview)). Cliché radiologique numérisé obtenu par balayage du faisceau X sur l’étendue d’une région anatomique. Le tube et le détecteur ne font aucune rotation, il reste dans une position choisie. On place le tube sous la table (180°), pour éviter le diffusé. Sert à placer les coupes (programmation précise de coupe sur région d’intérêt), programmation de reconstruction d’intérêt. Permet de modulé la dose selon la densité des pixels. Les dimensions du surviews sont choisies en fonction de la région à étudier.
• Mode séquentiel : le tube fait une acquisition sur 360°, on déplace la table, re-acquisition de 360°. On a un programme automatique ou manuel. Pratique pour réduire les artéfacts cinétiques, réduction de la dose au patient. Mais il y a perte d’information entre deux coupes, information erronée si mauvais moment, temps d’acquisition plus long. Il n’est plus du tout utilisé.
• Mode dynamique : rotation continue du tube et des détecteurs sans mouvements de la table. Emission de rayons x ininterrompus et pendant une durée d’acquisition. Utilisé dans des séquences dite perfusion (AVC ischémique), injection de produit de contraste dans la zone à examiner. Le problème de ce mode c’est que c’est très irradiant pour le patient. Utilisé aussi pour un angioscanner, on passe un ROI (Région Of Interest), petite ellipse qui mesure la densité en temps réel.
• Mode hélicoïdale : rotation continue du tube et des détecteurs pendant le déplacement de la table. La rotation est constante mais c’est la vitesse de déplacement de la table qui varie. Pour relier ces deux paramètres entre eux il y a le PITCH (pas de l’hélice), rapport entre vitesse de déplacement de la table et l’épaisseur de coupe au cours d’une acquisition. Il n’y a plus de perte d’information quand l’hélice est jointive ou chevauchée.
• Coupe espacée si entre les deux parties du ressort il y a une perte d’information (P>1).
• Coupe chevauchée si hélices rapprochées (P<1).
• Coupe jointives si hélices collées (P=1).

 

Paramètres d’acquisition

Détermine la qualité du faisceau X et la manière dont il interagit avec le patient. Définit la qualité et la quantité de donnée brut du volume exploré.

Les constantes

• kV : tension aux bornes du générateur, différence de potentiel entre anode et cathode, donne la pénétration du faisceau. Détermine le contraste.

3 choix : 90 (surview et enfant)  – 120 (presque toutes les acquisitions, région à fort contraste naturel)  – 140 (structure dure à traverser, crane par exemple).

• mA : intensité du flux d’électrons
• s : temps de rotation (0.4 – 2).
• Taille du champ d’acquisition (mm):

FOV : Field of View (champ de vue). Diamètre du champ d’acquisition dans le plan XY.

25 – 35 – 50cm. Supérieur à la taille de la région anatomique à étudier.

Epaisseur des coupes d’acquisition : Ouverture de de l’axe du collimateur primaire dans l’axe Z.

• Nombre de coupes : pour le mode séquentiel.
• Longueur d’exploration : pour le mode hélicoïdal.
• Incrément (ou incrémentation) : pour le mode séquentiel (distance séparant deux milieux de coupes successives en mm).
• PITCH : pour le mode hélicoïdal :

P < 1 : coupes chevauchées (serrées) : belle qualité image car on recueil un maximum d’information, belle reconstruction (MPR – Multi Planar Reconstruction). Très irradiant.

P = 1 : coupes jointives : pas de perte d’information, belle qualité image, belle reconstruction, temps d’acquisition plus court et moins irradiant que pour P <1.

P > 1 : coupes disjointives, ouvertes : mauvaise qualité image, perte d’informations, moins de signal (mauvais rapport signal sur bruit). Interpolation informatique : calcul informatique par le processeur vectoriel pour créer l’image. Moins irradiant et plus rapide.

Paramètres de reconstruction

• _RFOV : Diamètre du champ de reconstruction dans le plan XY. Changement possible, plus grand ou plus petit du FOV d’acquisition.
• Matrice : 3 choix (356² – 512² – 1024²), nombre de pixels par surface. Voxel : projection d’un volume élémentaire du patient. Plus la matrice est grande, plus il y a de pixels, plus la reconstruction sera lente.
• Epaisseur de coupe de reconstruction : Choisi après l’acquisition et en fonction de ce que l’on veut voir, détail ou contraste (résolution spatiale ou résolution en densité). Ne peut pas être à l’inférieur à l’épaisseur des barrettes, ni supérieure à la taille de l’épaisseur de coupe d’acquisition.
• Incrémentation : Il s’agit de l’incrémentation dans un volume d’acquisition, c’est-à-dire de l’espace entre 2 milieux de coupes successives. Cela ne s’applique donc que pour une acquisition hélicoïdale.
• Les filtres de reconstruction : 3 familles de filtres : les filtres mou (met en évidence le contraste entre 2 structure de densité proche) – standard (compromis entre les deux) -dur (résolution spatiale). C’est un algorithme mathématique permettant de mettre en évidence le détail ou le contraste ou un compromis entre les 2. Suivant les filtres ce ne sont pas les mêmes électrons qui passent, les filtres durs induisent du bruit.

Formation de l’image

La matrice

La matrice est une grille ; c’est le support à partir duquel l’image est reconstruite ; l’image est ainsi décomposée en « petits carrés élémentaire ». Elle est choisie en fonction des choix des constructeurs mais est en général égale à 512 ². Si le manipulateur a le choix de la taille de la matrice, il faut savoir que plus elle est grande (avec un nombre de pixels élevés) plus la définition de l’image (différent de la qualité image) sera meilleure. Et plus la matrice sera grande plus la reconstruction de l’image sera lente. L’image dans tous les cas ne doit pas ressembler à un carré et doit toujours être l’exact reflet de l’anatomie du patient.

Le Pixel

Le pixel est ‘unité élémentaire de la matrice. Chaque pixel a une tonalité de gris. La taille du pixel est calculée suivant la formule suivante :

La juxtaposition de ces pixels forme l’image. C’est la formule binaire dans les pixels qui définit les niveaux de gris.

Le Voxel

Un Voxel est la projection d’un volume élémentaire de patient. C’est la représentation virtuelle des mesures effectuées dans un volume élémentaire à l’intérieur du patient. La profondeur d’un voxel correspond à l’épaisseur de coupe de reconstruction.

À l’acquisition de l’image

Toujours grâce à la loi d’atténuation, on peut connaître l’atténuation du faisceau dans une ligne du patient, mais µ est la somme des coefficients d’atténuation des différents points de la ligne. Lors d’une acquisition, le tube et les détecteurs tournent autour du patient, chaque point est donc exploré suivant différents angles, donc différents profils d’atténuation. Les profils d’atténuation (de projection) est l’ensemble des signaux électriques fournit par les détecteurs au cours d’une rotation du tube. Sur 360° il y a 1000 angles de mesure.

À la reconstruction de l’image

Toutes ces projections sont échantillonnées et numérisées par le CAN, ce qui nous donne les données brutes de l’image. Ensuite ces projections sont rétro projetées sur une matrice de reconstruction. A partir des valeurs d’atténuation mesurées par chaque détecteur, le calculateur calcule la densité de chaque pixel de la matrice.

Le principe : si on a connaissance de la somme des chiffres d’une matrice selon tous les axes, il est alors possible de déduire tous les chiffres contenus dans cette matrice.

Calcul de la densité de chaque pixel dans la matrice :

A savoir que plus il y de projections réalisées est plus le calcul des µ est précis.

Explication : I0 sont les rayons X incidents, IX sont les rayons sortants, et sont donc mesurés. Les µ sont calculés grâce aux I et à la relation d’atténuation.

Le calcul de la tonalité de gris :

Le calcul est effectué suivant la loi d’atténuation. Chaque gris traduit les µ des organes traversés. Une densité faible atténue peu le faisceau de rayons X et donne un pixel noir (hypodensité). Une densité forte atténue beaucoup le faisceau de rayons X et donne un pixel blanc (hyperdensité).

Le problème est que l’on ne peut pas voir tous les niveaux de gris produits par le scanner donc il y a une perte d’informations, en effet l’image scanner peut avoir 4096 niveaux de gris différents, le moniteur en affiche 256 et l’œil humain ne peut en distinguer que de 8 à 64.

La solution est donc de privilégier certains gris en fonction de la région étudiée et de l’indication de l’examen. D’où l’utilisation d’une échelle de gris.

L’échelle de gris ou échelle de Hounsfield :

Il s’agit d’une échelle arbitraire de gris dont les unités vont de +1000 UH (Unité Hounsfield) à -1000 UH.

+1000 UH correspond à de fortes densités et est l’unité de l’os compact et est blanc (hyperdense)

0 UH correspond des densités moyennes et est l’unité Hounsfield de l’eau.

-1000 UH correspond à des faibles densités et est l’unité Hounsfield de l’air et est noir (hypodense)

La formule mathématique reliant les UH aux valeurs de densité µ est la suivante :

µeau est le coefficient d’atténuation linéique global de l’eau.

µx est le coefficient d’atténuation linéique global du tissu étudié.

UH calculée à la base pour 120 kV :

µair = 0 cm-1               U.H = -1000 (noir)

µeau = 0.19cm-1          U.H = 0 (gris)

µos = 0.38cm-1            U.H =+1000 (blanc) µx

Quand on augmente les kV, µeau diminue donc la valeur des U.H augmente.

Le fenêtrage (paramètre de reconstruction) :

La fenêtre est la plage des densités étudiées. Elle est caractérisée par son niveau et sa largeur.

Le niveau (level) est le centre des densités moyennes (UH) de la région à étudier « luminosité ».

La largeur (window) est l’ouverture de la plage d’exploration « contraste ».

On choisit le niveau centré sur les densités moyennes de la région à étudier

On choisit la largeur en fonction de la région étudiée:

• large pour étudier sur une même image des structures de densités éloignées sur l’échelle de Hounsfield (ex : os, poumons)
• étroite ou serrée pour étudier des structures dont les densités sont voisines (ex : abdomen, médiastin)

Pour choisir on prend : N c’est plus ou moins la largeur divisé par deux.

Exemples de fenêtrage :

• Thorax (parenchyme) N=-600 / L=1600
• Thorax (médiastin) : N=50 L=350
• Abdomen : N=50  L=350
• Os : N=400 L=2000
• Cerveau (fosse postérieure) : N=40  L=80      Cerveau (sus tentoriel) : N=50  L=150

Exemple pour thorax :

• N = -600
• L = 1600

L/2 = 800

N +/- 1600/2

Fenêtrage (niveau de gris entre = gamme de gris) :

• – 600 (N) – 800 (L/2) = – 1400
• – 600 (N) + 800 (L/2) = 200

Il faut adapter le fenêtrage au filtre utilisé, en fonction de la région étudiée. Et toujours associer un filtre à un fenêtrage.

Pour avoir un meilleur contraste sur des régions où les densités µ sont voisines, on utilise un filtre mou (résolution en densité) et une largeur de fenêtre serrée (par exemple pour l’abdomen ou le médiastin).

Pour avoir une bonne vue des détails il faut utiliser un filtre dur (de résolution spatiale) et une largeur de fenêtre large (par exemple pour l’os pour différencier l’os dur et l’os spongieux, ou pour le parenchyme pulmonaire pour différencier l’air des bronches).

 

La qualité de l’image

La résolution en densité (détails)

Définition : il s’agit de la capacité de reconnaitre la plus petite différence de contraste entre 2 structures.

Pour augmenter la résolution en densité il faut baisser la taille de la matrice pour avoir des pixels plus grands, augmenter la taille du FOV de reconstruction, augmenter l’épaisseur de coupe de reconstruction, et utiliser un filtre de résolution en densité.

Pour augmenter le contraste on peut aussi baisser les kV, faire une injection d’iode ou resserrer la largeur de la fenêtre.

La résolution spatiale et la résolution en densité évoluent de manière inverse pour tous ces paramètres.

La résolution spatiale (contraste)

Définition : il s’agit de la capacité de distinguer 2 structures de petite taille (quel que soit le contraste) ; c’est la taille du plus petit détail visible.

Elle dépend de la taille du foyer (flou géométrique), de la qualité de la collimation (flou de diffusion), et du nombre de photons qui stimulent les détecteurs (flou statistique).

Pour hausser la résolution spatiale il faut augmenter la taille de la matrice donc avoir des pixels de plus petite taille, baisser la taille du FOV de reconstruction, baisser l’épaisseur de coupe de reconstruction, et utiliser un filtre de résolution spatiale.

La résolution temporelle

Définition : il s’agit de la capacité de la machine à acquérir rapidement des données (<0.5s).

Plus la résolution temporelle est basse, plus le temps d’acquisition est faible, pour cela il faut que les détecteurs aient une faible rémanence.

Cette résolution est importante pour réduire le flou cinétique, mais également pour étudier les organes en mouvement (par ex : le cœur).

Le rapport signal sur bruit

Définitions :

• Le Signal (mA) est la partie informative de l’image.

Il dépend des paramètres d’acquisition (kV, mA, épaisseur de coupe, pitch, nombre de coupes).Plus l’irradiation est importante, plus il y aura de signal. On augmente les mAs pour avoir une meilleure signale.

• Le Bruit est le facteur de détérioration globale de l’image, de la chaine radiologique.

Il dépend du vieillissement du tube à rayons X, de la qualité des détecteurs, de la corpulence du patient, de la région à explorer, de l’épaisseur de coupes d’acquisition, de la matrice, des câbles etc. Moins il y aura d’irradiations, plus le bruit sera important. Le niveau de  bruit d’une image reste en fait quasiment constant. Il faut plus d’épaisseur de coupe d’acquisition et augmenter la taille des pixels pour avoir plus de signal. S’il n’y a pas beaucoup de signal, les détails seront considérés comme du bruit.

Le rapport S/B caractérise donc la qualité de l’image.

Les paramètres d’acquisition

Les paramètres d’acquisition influencent la qualité de l’image, il faut savoir les adapter pour obtenir une image de bonne qualité.

Le FOV d’acquisition :

Il faut choisir un FOV d’acquisition au plus près de l’anatomie du patient s’il est trop grand ,le manipulateur sera obligé d’utiliser le zoom optique, et les pixels de la matrice seront trop gros et cela créera des marches d’escalier sur l’image. En appliquant un petit FOV d’acquisition, l’image aura une meilleure définition, on pourra voir mieux les limites des organes, calculer des distances ou faire des mesures de densité. 3 à 4 choix possibles de FOV d’acquisition, dépend du constructeur.

Le Pitch :

On privilégiera un pitch < 1 pour avoir une image de meilleure qualité. Les rayons traversent plusieurs fois une même région, l’épaisseur de coupe est irradiée plusieurs fois il y a donc une augmentation du nombre de mesures. Mais le temps d’acquisition est plus long et il y a une irradiation plus importante du patient (radioprotection).

L’épaisseur de coupes d’acquisition :

Le niveau de performance d’un scanner est lié au choix du nombre d’épaisseurs de coupes disponibles et à l’épaisseur de coupes la plus petite. Il faut que la plus petite épaisseur de  coupes soit infra millimétrique > 0.5mm et la plus épaisse > 5mm. Dépend de ce qu’on veut voir à la base.

Les paramètres de reconstruction

Les filtres de reconstruction :

Il s’agit d’un calcul informatique de l’image native se faisant après l’acquisition des données, et ceci afin d’augmenter ou diminuer le contraste d’une image(le contraste permet de voir 2 structures de densités proches). « Durcir » l’image signifie diminuer le contraste et « Lisser » signifie augmenter le contraste. Les filtres vont de S : mou à E : dur. Donc pour un filtre mou on a un bon contraste un filtre standard un contraste correct et un filtre dur un mauvais contraste.

L’uniformité

Le filtre papillon et l’irradiation sur 360° permettent d’avoir une uniformité de l’image en tout point.

Pour mesurer l’uniformité de l’image, on utilise un ROI (Region Of interest), il s’agit d’une ellipse, d’une surface à l’intérieur de laquelle l’ordinateur fournit des critères de qualité de l’image, chiffrés en U.H. Il est placé après l’acquisition.

On teste le scanner avec un fantôme et on place plusieurs ROI pour mesurer si on a la même qualité image en tout point (même rapport S/B) = maintenance 1 fois par mois.

Pour la clinique le ROI a d’autres indications comme mesurer des lésions hépatiques etc, ou permet de lancer une injection au temps voulu.

   II.            Les artéfacts

Artéfacts métalliques (ou en « phare ») :

Origine : objet métallique dans le champ d’acquisition (boutons, fermeture éclair, bijoux, prothèse orthopédique …).

Effets sur l’image : hyperdensité centrale avec des traits hypodenses en périphérie.

Moyens de les atténuer : préparation physique du patient, enlever les vêtements les bijoux, augmenter les kV.

Artéfacts de mouvement

Origine : flou cinétique de respiration, battements cardiaques, mouvements du patient, de déglutition.

Effets sur l’image : dédoublements des bords de la structure qui bouge.

Moyens de les atténuer : préparation psychologique du patient, apnée, moyens de contention (sangle, coussins etc.), augmenter le pitch donc augmenter la vitesse de la table (acquisition hélicoïdale), augmenter l’incrément (en acquisition séquentielle), synchronisation cardiaque ou respiratoire.

Artéfacts de volume partiel

Origine : quand 2 tissus de densités très différentes se trouvent dans le même voxel, le processeur vectoriel calcule la moyenne des densités de deux structures (donc on obtient des niveaux de gris au lieu d’avoir du blanc et du noir = diminution du contraste) , donc les limites deviennent floues et la densitométrie fausse; ce qui peut causer un mauvais diagnostic en cas de placement de ROI ; le ROI mesure la densité moyenne d’un tissu à l’intérieur d’un cercle (moyenne de chaque densité des pixels).

Effets sur l’image :

Moyens de l’atténuer : baisser l’épaisseur de coupe (diminue l’épaisseur du voxel), augmenter la taille de la matrice (diminue la taille des pixels).

Artéfacts en « cible »

Origine : problème de calcul informatique de l’image par l’ordinateur dû aux détecteurs, cercles clairs concentriques sur l’image ou produit de contraste sur l’anneau du statif.

Effets sur l’image : si la cible est au milieu de l’image c’est dû aux détecteurs, si la cible est sur les côtés c’est dû aux produits de contraste.

Moyens de les atténuer : calibrer une fois par semaine le scanner, si le problème est non résolu changer un ou plusieurs détecteurs par le constructeur ; et nettoyer régulièrement le statif. Calibration : coupes de scanner dans le vide pour réinitialiser les détecteurs.

Artéfacts de durcissement de faisceau

Origine : lors de la traversée d’une structure dense à examiner, le faisceau de rayons x (polychromatique) subit une modification de son spectre avec élimination de la composante molle du faisceau.

Effet sur l’image : il y a apparition de traits d’hypodensité.

 Moyens de les atténuer : augmenter les kV, filtre papillon.

Artéfacts de cone beam :

Origine : dû à la conicité du faisceau de rayons x et à l’augmentation de la taille du détecteur dans l’axe z ; le faisceau est perpendiculaire sur les barrettes centrales et oblique sur les barrettes externes, donc déformation de l’image aux extrémités

Effets sur l’image : les bords sont déformés dans le sens où il y a les détecteurs

Moyens de les atténuer : on ne peut rien faire

Artéfacts de moulin à vent

Origine : Artéfacts cinétique du au mouvement de la table. Lorsque la table bouge trop vite

Effets sur l’image : Image pixélisée

Moyens de les atténuer : Baisser la vitesse de la table (donc on baisse le Pitch)

Modes de traitement de l’image

A la base le scanner fait des reconstructions en axiale.

MPR (multi planar reconstruction) :

Il s’agit d’un mode de traitement de l’image facilement accessible sur la console du scanner. Cette reconstruction multi planaire 2D permet en effet de réaliser à travers le volume d’acquisition des coupes bidirectionnelles frontales, sagittales, obliques ou curvilignes. Il permet, notamment, de mettre dans un plan toute courbe arbitraire dans le patient. Pour obtenir des images analysables, en particulier pour éviter l’aspect en « marches d’escalier », il est souhaitable de réaliser à l’acquisition des coupes jointives ou chevauchées avec un pitch égal ou inférieur à 1 et de reconstruire en chevauchant les coupes.

(Curviligne : il s’agit de suivre une structure de trajet sinueux et de la reconstruire dans un seul plan, comme si elle était étalée à plat. Ce type de reconstruction est particulièrement important pour l’étude des vaisseaux)

Reconstruction 3D surfacique :

Il procure une vision tridimensionnelle extérieure d’éléments anatomiques et pathologiques. Il nécessite plusieurs traitements de l’image, dont le plus important est la détermination du seuillage des voxels. Ce seuillage permet de sélectionner certains éléments anatomiques ou pathologiques dont la densité correspond aux pixels choisis. Les surfaces sont créées en reliant tous les pixels correspondant à la même atténuation.

Selon l’échelle de pixels choisis, nous pouvons obtenir un moule positif ou négatif de l’objet étudié. Sur l’image ainsi obtenue, il est possible grâce à un bistouri électronique de se débarrasser des éléments anatomiques qui gênent la lecture. Il est possible également d’appliquer une lumière imaginaire, se reflétant sur les surfaces, leur permettant d’apparaître sous différents niveaux colorimétriques à on prend un fenêtrage correspondant à la couche anatomique à étudier, et les couches pas intéressantes sont supprimées.

Reconstruction 3D volumique :

Le rendu volumique attribue des opacités et des couleurs aux différents tissus en fonction de leur atténuation. De plus il est possible d’enlever certains organes en définissant une certaine fenêtre de seuils ou en les enlevant à l’aide d’un crayon électronique.

Des algorithmes de reconstructions complémentaires sont possibles telles que le Maximum Intensité Projection (MIP) qui sélectionne tous les pixels d’intensité maximale (bonne visibilité des vaisseaux injectés et des parois des bronches, et des os). Existe aussi le minimum Intensité Projection (minIP) qui sélectionne tous les pixels d’intensité minimum (bonne visibilité de l’air dans les bronches).

• Ex : Sang iodé : +150 Unité Hounsfield. Lors d’injection.

Endoscopie virtuelle

Coloscopie virtuelle, (acquisition procubitus, décubitus -> lorsque le colon est rempli d’air), mode ciné …

La radioprotection

Index de dose scanographique (IDS ou CTDI)

Le CTDI (sigle pour Computed Tomography Dose Index) est l’index de dose en scanographie correspondant à la dose par patient et par coupe. Cet index ne reflète pas la dose totale reçue par le patient. Elle s’exprime en mGy.

L’Indice de Scanographie Volumique (IDSv ou CTDI vol)

Est égal en mode hélicoïdal à l’Indice de dose de Scanographie pondéré IDPS ou CTDIw (weighted Computed Tomography Dose Index) divisé par le pitch.

Le Produit Dose Longueur (PDL) :

Il a été défini par analogie avec le produit dose surface utilisé en radiologie conventionnelle, et pour rendre compte de la dose délivrée au cours d’une procédure complète.

Où nCTDIw est le CTDI pondéré normalisé en mGy/mAs, T est l’épaisseur de coupe, et A x t représente la charge totale (mAs) de l’acquisition.

Plus simplement,  le PDL est égal au produit du CTDIvol par la longueur explorée.

PDL= CTDI vol  x  L

L étant la longueur d’acquisition (programmée sur le topogramme)

Ce produit s’exprime logiquement en gray x cm. L’intérêt principal de cette grandeur est qu’elle représente exactement l’exposition en affectant la dose au volume exploré. Elle permet donc, en prenant en compte les organes figurant dans ce volume, de calculer ou d’estimer la dose efficace.

• Si on diminue T alors A et t vont augmenter pour avoir un bon rapport signal/bruit, du coup le PDL va augmenter. Donc plus l’épaisseur de coupe sera fine, plus la dose sera grande.

Pas de tablier plombé dans le champ d’acquisition, car sinon le scanner ou l’amplificateur va augmenter les constantes.

Paramètres réglés par le manipulateur :

• Tension : Passer de 120 à 140 kV augmente la dose d’environ 50 %.donc il faut diminuer les Kv attention à la résolution en densité et au rapport signal sur bruit.
• Charge : baisser les mAs mais baisse du signal donc baisse du rapport signal sur bruit.
• Epaisseur de coupes ou collimation dans l’axe tête pied : pour ne pas voir la pénombre la collimation est toujours plus grande que l’épaisseur de coupe choisie, donc il y a une hausse de la dose au patient alors que les photons X émis ne participent pas à la construction de l’image. Donc il faut bien choisir son épaisseur de coupe.
• Epaisseur de coupes à la reconstruction : pour reconstruire en infra millimétrique il faut avoir choisi une épaisseur de coupe à l’acquisition de l’ordre de 0.625 donc bien choisir son épaisseur de coupe à l’acquisition évite de recommencer l’acquisition. Attention au rapport signal sur bruit.
• Pitch voir chapitre précédent

Dispositifs de réduction de dose :

• Filtre papillon voir chapitre précédent à enlève les photons de basses énergies qui irradie trop le patient et qui ne servent pas à l’image.
• Collimateur de champ ou FOV adapter le champ à la taille de la structure à étudier.

Options logicielles :

Modulation en fonction de l’incidence sur chaque rotation (épaisseur du patient)

Les corps humains sont plus épais dans le plan frontal que dans le plan sagittal. L’émission des X sera donc programmée pour être plus importante à 90° et 270° qu’à 0° et 180°.

Modulation en fonction de la position en Z (axe tête pied)

Il s’agit d’adapter la charge en fonction de l’absorption de chaque « tranche » du volume, déterminée au préalable par les mesures d’absorption sur les topogrammes de face et de profil. Le crane est plus petit que le bassin par exemple.

Sur le scootview, le scanner va voir les pixels les plus dense et les moins dense et va en fonction de ça il va adapter la dose lors de l’acquisition. Hyperdense : augmenter les constantes. Hypodense : baisser les constantes.

Modulation en fonction de l’absorption mesurée en cours de rotation

Elle est plus sophistiquée que la simple modulation en fonction de l’incidence du tube, car elle mesure l’absorption du sujet, pour la coupe considérée, sur la première partie de la rotation et module la charge sur la deuxième partie, en fonction des données recueillies.

Les mesures d’absorption sont effectuées pendant la première moitié de la rotation. L’émission des X est ensuite modulée, pour la demi-rotation suivante, en fonction de l’absorption mesurée dans la position angulaire symétrique.

Conclusion :

• Réduire l’intensité mAs
• Réduire la tension kV
• Augmenter le pitch
• Limiter les acquisitions

L’avenir du scanner

L’avenir du scanner est d’augmenter la finesse du diagnostic tout en réduisant les doses au patient.

Le foyer Flottant :

L’anode serait mobile ce qui empêcherait sa chauffe car elle serait exposée à des endroits différents et le système n’accumulerait pas de chaleur pendant l’exposition.

De plus une même région anatomique est couverte 2 fois au même instant due à la double source d’irradiation.

Les détecteurs reçoivent une double information et reconstruisent informatiquement 32 coupes en 64 coupes deux fois plus fines.

La double énergie :

La double énergie se traduit par la possibilité d’obtenir une image à partir de 2 énergies différentes. Chacune des énergies met en avant des éléments anatomiques spécifiques visualisés à des énergies différentes.

Pour cela il y a 2 méthodes :

• Le Switch (kilovoltages différents pour un même tube) oblige les détecteurs à avoir une faible rémanence et une rapidité de réception des informations (construction rapide) mais il y a une bonne réduction de dose et une meilleure différenciation que la technique double tube.
• La méthode double tube est la plus techniquement réalisable, et obtient de meilleure résultats sur la soustraction des images (en post-traitement) et sur certaines pathologies (calcul de sténose carotidienne ….). La résolution temporelle est aussi meilleure, ce qui permet d’améliorer les scanners cardiaques et de faire des acquisitions 4D (la table a un mouvement bidirectionnelle couplé à un gating respiratoire).

Les détecteurs bicouche :

• Un pour la basse énergie
• Une pour la haute énergie

L’imagerie spectrale :

La double énergie va permettre l’introduction de l’imagerie de type spectrale au scanner avec tous les avantages diagnostiques : soustraire, additionner chaque élément tissulaire de l’image obtenue. Ainsi l’appareil spectral pourra séparer en différents spectres chaque élément formant l’image. Donc on pourra caractériser le tissu d’un organe.

UE 3.2 LES FLOUS

La définition des images est limitée par un ensemble de flous. Le flou total d’une image est constitué par l’addition d’un ensemble de flous élémentaires : les flous sont indépendants, quand on améliore l’un d’entre eux, on le fait au détriment des autres. *

Le flou géométrique

Il est du au fait que le foyer n’est pas punctiforme. Pour des DFF constantes, le flou géométrique augmente avec les dimensions du foyer. Le géométrique (ou pénombre) nuit à la qualité de l’image par une diminution de netteté des contours.

Baisse du flou géométrique

Baisse de la dimension du Foyer

On essaie toujours d’utiliser le foyer le plus fin dans la limite de puissance permise par le tube. La tolérance de mesure est de 50% de la dimension nominale du foyer : soit un foyer de 0.6mm peut mesurer en réalité 0.9mm.

Baisse de la distance Objet/Film

On essaie toujours de rapprocher au maximum l’objet à radiographier du support d’enregistrement (film, ampli). Parfois difficile de mettre l’organe à radiographier au contact du support d’enregistrement.

Hausse de la distance Foyer/Film

On limite cette distance en fonction de la distance de focalisation des grilles et aussi en fonction de la puissance du tube. Pour éviter l’agrandissement des structures, donc le flou géométrique, on augmente cette distance dans certaines techniques :

• Rachis cervical de profil
• Poumons
• Téléradiographie du crâne
• Massif facial en ventre plaque

Hausse du flou géométrique

Hausse de la taille du foyer

Le gros foyer (1.2mm) augmente le flou géométrique par rapport au petit foyer, mais il permet une puissance plus grande : c’est un compromis.

Diminution de la distance Foyer/Objet

Utilisée dans certaines techniques :

• air gap : en pédiatrie (hausse de la distance foyer/film). En éloignant l’objet à radiographier du récepteur, une grande partie du rayonnement se disperse dans l’air, sans atteindre le film. On peut alors supprimer la grille car l’image est essentiellement formée par du rayonnement direct. Il faut au moins 40cm d’air pour que cette technique soit valable : il faut utiliser des foyers fins (0.3mm) et le faire pour des champs limités. Si le film est contre l’objet à radiographier, il est atteint par une quantité plus importante de rayonnements diffusés que s’il est éloigné.
• Agrandissement : fracture du scaphoïde; mammographie

Le flou cinétique

Il est produit par les mouvements de la structure à radiographier :

• Mouvements péristaltiques ou respiratoires
• Battements cardiaques ou vasculaires
• Non immobilité du patient

Remèdes

Immobiliser l’organe à radiographier :

• Coopération du patient (ne respirez plus, ne bougez plus)
• Diminuer le péristaltisme (antispasmodique)
• Pédiatrie : enfants endormis pour examens longs
• Moyens de contention (sangles)

Diminuer le temps de pose  :

• Paramètre sur lequel on peut agir facilement, mais dans la limite de la puissance du tube à Rx.
• Changer de Foyer

Augmenter la distance Foyer/Film et diminuer la distance Objet/Film :

• Même chose que pour le flou géométrique

Changer de type de récepteur :

• On peut changer de type de couples écrans-films (plus rapides), mais au détriment de la définition.

Le flou de parallaxe

Lorsque les photons X abordent la cassette de façon oblique, les grains excités sur l’écran antérieur ne sont pas en face de ceux excités sur l’écran postérieur. Ceci implique une perte de définition et une déformation de l’image. Ceci est visible à partir d’une angulation supérieure à 25°. Il est inacceptable au dessus de cette angulation.

Le flou de diffusion

Il est du à l’effet COMPTON, c’est un rayonnement secondaire dû à la diffusion du patient.

Remèdes

• Grilles
• Diaphragmes, cônes localisateurs
• Dispositifs de compression (sangles)
• Filtres
• Plaques de plomb

Le flou quantique

Augmente lorsque l’on baisse les mAs de façon importante : aspect granuleux ou scintillement « effet de neige ».

Remède

Augmenter les mAs.

UE 3.2 L’OSTEODENSITOMETRIE

Généralités

Permet de voir la densité de l’os.
Indications : Notamment chez les femmes après la ménopause (densité de calcium diminue apres ménopause => changement hormonale).
=> Induit des fractures du col du fémur.

Méthode DXA = absorption bi-photonique à rayons X.
Ostéodensitométrie : permet de mesurer son contenue minérale.
Absorptiométire : mesure d’atténuation

Photon X qui mesure la densité calcique.

Principe de fonctionnement :

Loi d’atténuation : Energie incidente –> Energie absorbée –> Energie transmise

DMO : Densité minérale osseuse en gramme/cm2.

Facteur de comparaison :
DMOpatient – DMOréf

Zscore : DMOref est la DMO moyenne d’une population de même âge et de même sexe que le patient.
T score : valeur deDMO référence. Comparaison patient par rapport aux personnes de 25-30ans.

Z score est utile pour l’interprétation des résultats chez les jeunes femmes non ménopausées, et chez les enfants.

T score apprécient donc la diminution de la densité minérale osseuse à cause du vieillissement.

On utilise surtout le Z score.

Appareillage :
Détecteur en barrettes ou détecteur plan
Tube à RX : 70 et 140kV

L’Ostéoporose

Maladie du squelette : masse osseuse basse + détérioration de l’architecture osseuse => Os fragile et risque de fracture

T score < -2,5 écart type

L’existence d’une fracture n’est plus nécessaire pour porter le diagnostic d’ostéoporose.

Pourquoi détecter l’ostéoporose ?

• Augmentation la mortalité
• Augmentation de la morbidité

Remboursé depuis 2006 par la sécu.

THS = traitement hormonal substitutive
=> Ostéodensitométrie n’est pas remboursé car elle est protégée.

DIAGNOSTIC

Recherche de l’ostéoporose par DMO.

Normal T> 1
Ostéopénie -2,5 < T < -1
Ostéoporose T < -2,5

Déroulement de l’examen 

Demander radios lombaires.
Demander si baryte ou iode la semaine d’avant.
Eviter objets métalliques.
Toutes prothèses doit être signalé.
Patient doit être en rotation interne (pieds – genoux)
Lombaire mettre un coussin pour mettre le dos à plat.
DMO mesuré de L1 à L4

Avantages de la DMO : facilement  reproductible.

• 3 points mesurables : col fémur, grand trochanter, intertrochanter.

• CDR : petit trochanter peu visible, tête fémorale visible en entier avec bord interne du bassin, assez d’espace entre bord interne du col et bassin.

• Avantages du col par rapport au rachis : moins gêné par arthrose, valeur prédictive meilleure.

• Inconvénients : mesure plus difficile, faible corrélation entre les différents appareils, dépendance mesure en fonction du site anatomique, peu sensible.

Contrôle de qualité tous les jours avant utilisation de l’ostéo, contrôle de la CMO et DMO .

Fichier excel mensuel à envoyer à contrôle externe.

UE 3.2 LES AMPLIFICATEURS DE BRILLANCE

Introduction

La radioscopie

On veut transformer les rayons X en énergie lumineuse avec un faible rendement.  Il y a perte d’énergie.

Différents rendements de l’image dynamique

Énergie GENERATEUR –> TUBE  (reste 80 %)  –>  RAYONS X  (1/1000ème) –>  FENETRE DES RX 1/50ème –> ATTENUATION PATIENT  (1/100ème à 1/1000ème)

Donc grande déperdition d ‘énergie lors de la réalisation d’une imagerie X.

2)    Principe de l’amplificateur de brillance

But : améliorer  la radioscopie sans augmenter la puissance d’émission des RX préjudiciable pour la santé.

Définition : 1953

L‘amplificateur de luminance est un tube électronique permettant de transformer les photons X  lumineux sur le système de réception  (écran radioscopique en une image électronique).

Fonctionnement

Les photons X vont sur la partie primaire de l’écran, ils sont transformés en lumière par la photocathode qui retransformée en électron. Puis voir schéma ampli 1 à 6.

L’électrode de changement de focale sert à zoomer pendant la scopie. Donc il faudra avant celle-ci sur la gauche, et en même temps augmenter les mA. C’est en rapport avec les principes de l’optique.

Rédaction propre :

1) Les photons X issus du patient sont transformés en image lumineuse sur un écran (rien ne change)

2) Les photons lumineux sont absorbés par une photocathode, c ‘est l ‘écran primaire

3) Sous l ‘action des photons lumineux, la photocathode émet des électrons  (Propriétés des photocathodes) d ‘abord au sulfure de zinc puis au iodure de césium

4) Les électrons sont collectés puis focalisés dans un tube à vide par des électrodes réalisant un système de lentilles électrostatiques  et recueillis sur un écran secondaire porté à un potentiel positif  et de taille beaucoup plus faible .

PHOTONS X –> PHOTONS LUMINEUX –> e- à photons lumineux écran secondaire

Mode scopie pulsée, réduit la dose de la scopie par deux. Car les photons sont envoyer qu’une fois sur deux.

3)    Performance et caractéristiques

Champs de l’amplificateur

Comme tout appareil d‘optique, l’ampli est un appareil circulaire (objectif photo, caméra, lunette astronomique). Donc sur les bords c’est flou, il fonctionne comme un œil.

L’écran primaire a un diamètre défini, il détermine aussi le champ maximal de l‘ampli diamètre courant : 30, 22, 16 cm, certains amplis vont de 37 à 40 voire 57 cm.

Cas particulier des amplis à double focale

2 diamètres : diamètre maximal de l‘écran primaire et diamètre de la fraction de l ‘écran utilisé  avec la seconde focale.

Attention en utilisant ce type de zoom électronique on est beaucoup plus irradiant.

Gain de l’amplificateur

On mesure des gains de 16000 à 18000 mais difficile à mesurer car les écrans ne sont pas de la même nature.

Facteur de conversion

On a des valeurs comprises entre 40 et 150 cd/m² par mGy/sec

La détection quantique et le bruit

En acoustique : si on veut amplifier un signal très faible , il se superpose un bruit intense qui masque le son principal  (radio FM ) si on augmente le son , on augmente le bruit pour un ampli c’est la même chose si on un très faible signale que l ‘on veut amplifier il se superpose à l ‘image un bruit gênant. le mode même de production des rayons X  est responsable d ‘une fluctuation appelée fluctuation quantique, inversement proportionnelle à la racine carrée du nombre de photons X. Cette fluctuation se traduit par un effet de scintillement des écrans primaires et secondaires de l‘amplificateur d‘autant plus important que le gain est élevé. Si un ampli a un gain trop élevé, il va amplifier un faible signal et le bruit qui est autour.

La rémanence

Les  phénomènes de luminescence ne sont pas absolument immédiats et quand ils cessent, c’est la même chose.

Définition : la rémanence est la persistance de l‘illumination de l‘écran après exposition, elle s‘exprime en % de l ‘intensité du signal initial en fonction du temps.

Ecran en iodure de césium :

• 20% à 3 msec
• 10 % à 8 msec

Pouvoir séparateur ou résolution

Définition : ce sont les dimensions du plus petit détail qu’il est possible de discerner

Méthode : on le mesure au moyen d‘une mire de définition (objet test) formé de lames opaques séparées par une matière transparente  (de même largeur) 2 lignes adjacentes constituent une paire de lignes. La mesure du pouvoir séparateur s ‘exprime en paire de lignes par cm

Cela signifie que l ‘on distingue normalement des lignes opaques de 0.25 mm séparées de 0.25 mm d‘espace clair. Le pouvoir séparateur varie avec :

• La structure des grains du sel luminescent de l ‘écran primaire
• L‘écran primaire accolé à la photocathode
• La structure de l ‘écran secondaire (plus petit)
• L‘optique électronique à l ‘intérieur de l ‘amplificateur.

Voir image (ampli mire).

Facteur de contraste

Il caractérise l‘aptitude de l ‘amplificateur à reproduire fidèlement dans l ‘image de sortie, la qualité du contraste  de l ‘image radiologique  issue de l‘objet. Contraste du rayonnement = KV.

F.T.M (FONCTION TRANSFERT DE MODULATION)

En abscisses : le pouvoir séparateur (pl /cm)

En ordonnées : le contraste en %  (à 100% on est noir et blanc)

C’est une échelle logarithmique, l‘œil humain ne peut aller que jusqu’à 2 %

La F.T.M permet de comparer les amplis entre eux.

A savoir :

• Appareil trouvée dans une salle de radio et bloc opératoire
• On faire de la scopie
• Faire schéma simple de la scopie (ne pas oublier qu’il y a du vide à l’intérieur)
• Savoir à quoi sert la cathode changement de focale
• Les défauts de l’amplificateur de brillance (rond…) et qu’il est défini par son champs exprimée en pair de lignes
• Il faut utiliser la scopie pulsée (qualité image un peu inférieur) –> envoi des photons X par deux
• Savoir ce qu’est la rémanence

UE 3.2 ERLM

Introduction

L’imagerie numérique plane ou « imagerie sur plaques à phosphore » date des années 1981.

Elle fut présentée par FUJI au congrès international de Bruxelles. Le procédé initial de luminescence stimulée par infrarouge date de 1926 et les premiers brevets furent déposés en 1954 puis en 1970 par kodak et Matsushita.

Le T.D.M, l’échographie, l’angiographie numérisée et l’I.R.M travaillent en numérique et possède ainsi un fort pouvoir de résolution en densité. On a voulu ainsi appliquer à  l’imagerie conventionnelle les procédés de numérisation d’image utilisés en T.D.M et Angio numérisée.2 grandes solutions à la fois concurrentes et complémentaires sont alors possibles:

• La numérisation d’image sur Ampli de brillance (principe de l’angio num)
• Le système plaque image (Numérisation de la cassette traditionnelle)

Il existe 2 autres solutions très récentes mais dont le coût et les possibilités techniques en limite le développement:

• Les systèmes au Sélénium
• Les détecteurs plans matriciels

Rappels sur le couple écran films conventionnel

Photons X Ecrans renforçateurs Energie lumineuse Impression de l’émulsion de Br Ag Image latente Développement Lecture du Film sur négatif.

On constate que le film joue à la fois un rôle de capteur d’énergie (Lumineuse ou X) et de support pour la lecture de l’image.

Il possède une excellente résolution spatiale (en fonction de la taille des grains de BrAg) mais la résolution en contraste est liée à la latitude d’exposition de la courbe sensito du film. C’est sur ce domaine que la radiologie numérique plane va apporter un plus. La 2^ème nouveauté c’est que tout signal numérisé est stockable, retravaillable alors que le film argentique ne l’est pas. (Archivage dans dossier papier).

LES PLAQUES MEMOIRES

Principe de fonctionnement d’une unité radiologique avec plaque image

L’acquisition est réalisée avec un système de radiologie classique:

En somme seul le système récepteur (ou capteur) est changé ainsi que le système de révélation de l’image latente (Nécessité d’un reprographe laser intégré).

Avant d’imprimer le film sur le reprographe Laser, il est possible de vérifier le centrage du patient sur un moniteur  de visualisation et de modifier l’échelle de contraste du Film.

Il est possible aussi de présélectionner des réglages de contraste ou de filtration au moment où l’on introduit la cassette dans le système de lecture.

Constitution d’une plaque image

4 couches la compose :

• Un support flexible en polyethylène d’épaisseur inférieure à 1 mm.
• Une couche luminescente (sur une seule face du support) formée de cristaux luminescents de phosphores photostimulables et évitant la rétro diffusion. Ces cristaux étaient les premiers utilisés d’où le nom de » plaques phosphores ».

Aujourd’hui on utilise des cristaux de fluorohalogénure de Baryum activés à l’europium beaucoup plus rapides (0,6 micro secondes)  lors de la mémorisation des informations.

• 2 couches protectrices : anté et post.

Principe physico chimique des écrans à mémoire

Il repose sur le principe de recueil d’une image latente et de lecture et numérisation de ce signal:

• Le recueil de l’image latente

Les écrans renforçateurs classiques ont des propriétés fluorescentes avec émission lumineuse instantanée (Bleu ou verte).

Les écrans à mémoire jouent sur la phosphorescence (phospholuminescence) de leurs cristaux et cette émission lumineuse est beaucoup plus rémanente. Le principe de la luminescence est le suivant:

Sous l’effet d’une énergie (Ici énergie X) les molécules de cristal vont absorbés cette énergie et être excitées, cette excitation va entrainer le passage des électrons à un niveau supérieur. Cet état est instable .Le retour à l’état stable va se faire par le passage à un niveau piège et par une émission de lumière si photostimulation suffisante. Cet état piège est court et immédiat dans le cas d’une émission fluorescente et plus long  et retardée dans le cas d’une émission phosphorescente.

C’est ce captage des électrons piégés qui va constituer l’image latente. Cet état latent va durer quelques heures (alors qu’il est définitif sur le film classique)  il sera révélé  au moyen d’un système de lecture par photostimulation.

• La lecture

L’introduction de la cassette à mémoire avec son image latente dans le système de lecture

(Type appareil plein jour) va entrainer le phénomène suivant:

La plaque va être balayée par un faisceau laser (autrefois hélium néon mais aujourd’hui infra rouge) en 45 secondes environ (Type balayage télévision). Le laser va photostimuler les électrons piégés qui vont émettre un signal lumineux à chaque photostimulation, ce signal lumineux est bien sur différent du spectre d’émission infra rouge du Laser (risques de fausses réponses) ;Cette quantité de lumière  va être collectée par une fibre optique puis transformé en signal électrique (photocathode) et amplifié (photomultiplicateur) puis converti en signal numérique par un C.A.N. Le résultat peut ainsi donc être immédiatement vu sur un écran de contrôle.

Pour rendre l’écran à mémoire de nouveau disponible (vierge) on va le soumettre à une  forte intensité lumineuse (Lampe à sodium) pour nettoyer les niveaux pièges.

La cassette sera ainsi récupérée vierge par le manipulateur.

Le matériel utilisé

• Les cassettes et les écrans

Cassettes 18×24;24×30, 36×43 avec 2 types d’écrans :

• écrans standards
• écrans HR en 18X24 pour améliorer la résolution spatiale (couche de luminescence plus fine et faisceau de balayage plus fin donc plus lent).

Le nombre des photons électrons absorbés est supérieur (10 fois) aux photons X. Cette large dynamique d’absorption des plaques mémoires permet de pouvoir lire sur une même exposition les tissus mous et les structures osseuses et ceci avec une large possibilité d’erreur sur les constantes initiales (50 à 80 KV).

• Le lecteur

La cassette est placée longitudinalement sur un système mécanique (guides) roulant.

Le laser infra rouge à l’aide d’un miroir oscillant va lire les informations par déplacement transversal et va en même temps faire une calibration d’énergie, car les ERLM  présentent une grande latitude de pose. Cette calibration est en fait un prébalayage de l’écran par le faisceau laser à intensité réduite et qui explore un élément sur quatre de l’écran.

En même temps, le manipulateur aura choisi sur le lecteur le type d’examen qu’il veut ou l’organe examiné. Les résultats de la pré-lecture et les données rentrées par le manipulateur permettront ainsi de régler  automatiquement la sensibilité et la latitude du système de lecture. De plus en plus le calibrage se fait en même temps que la lecture afin de gagner du temps.

Les résultats

Les avantages

• Réduction de la dose de 25 à 50% due à la grande latitude de pose du système (pas de clichés à refaire) et à la calibration automatique. Vouloir diminuer trop la dose conduit à une dégradation de l’image (augmentation du bruit et de la granulation de l’image). C’est un excellent système pour les radios au lit du patient et notamment en pédiatrie.
• Stockage des informations : contrairement au couple écran films, l’image peut être archivée et retravaillée sur une console de visualisation. Puisque c’est une image numérique, elle peut donc être intégrée à un réseau d’images.
• Le système peut être utilisé dans n’importe quelle unité de radiologie conventionnelle. Aucun changement à prévoir dans l’unité de production des rayons X.
• Au départ une codification d’image numérique (Z 5) pour tout examen avec ce système.
• Système très rapide et possible sur la mammographie

Les inconvénients

• La résolution spatiale inférieure au film conventionnel : 2,5 à 6 pl/mm au lieu de 5 à 15pl/mm.
• Le système ne permet pas d’avoir d’image dynamique (Scopie)
• Les problèmes d’artéfacts liés à l’écran lui même et ceux liés à toute numérisation de signal.
• L’ergonomie : on doit toujours porter des cassettes.

 

UE 3.2 LES ECRANS RENFORCATEURS

Définition

Il s’agit d’un corps luminescence qui, soumit à l’action des rayons X, émet de la lumière.

Placé au contact du film, cette lumière impressionne l’émulsion de bromure d’argent et renforce ainsi l’action des RX. En effet, l’action des photons dans l’émulsion intervient pour environ 10% du noircissement, tandis que les écrans sont responsables d’environ 90% du noircissement du film.

Les écrans renforçateurs ont donc pour rôle d’amplifier le signal porté par le faisceau primaire, appelé « image radiante »

Composition

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 luminescence (CaWp4 ou « terre rare ») enrobés dans un liant souvent coloré, épaisse de 200 à 300µm
• Une couche de protection mécanique, épaisse de 20 µm.

Comme le film comporte généralement une émulsion sur ses 2 faces, il existe un écran pour chacune des 2 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 rayonnement rétrodiffusé et protège ainsi le patient (souvent ses jambes).

Caractéristiques

L’efficacité d’un écran ou rapidité peut s’exprimer par le facteur de renforcement (ou coefficient renforçateur CR) : c’est le facteur par lequel l’emploi de l’écran divise l’exposition

Ce coefficient permet la comparaison entre écrans de type différent, ou d’âgé différent (car le CR 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 2 écrans différents

Ce coefficient peut être assimilé à  la classe de rapidité utilité pour comparer les couples écran film.

La rapidité dépend :

• De l’épaisseur de la couche de cristaux (mais attention, car plus cette couche est grande et plus le flou de détecteur (ou flou de « cross-over ») est visible
• De la nature du cristal qui conditionne la longueur d’onde de la radiation lumineuse émise (spectre continu ou discontinu). Les films avec lesquels ils sont employées doivent être sensible à leur lumière : notion de couple écran- film

 

• Du sel entrant dans sa composition:
  • Les écrans au tungstate de calcium servent actuellement de référence, leur facteur de conversion est d’environ 5% (1 photons X absorbé dans l’écran produit environ 1000 photons lumineux) leur rapidité varie peu avec la tension
  • L’utilisation d’écrans contenant des sulfates alcalino-terreux dopés aux terres rares, permet d’augmenter l’efficacité d’un facteur 4 ou 5.
  • Les écrans terres rares (lanthanides) permettent d’atteindre une efficacité 6 à 8 voir 12 fois plus grande

Structure d’un film :

1. Support ou base en polyester résistant et séchant rapidement
2. Couche intermédiaire assurant l’adhérence entre support et émulsion, très fine
3. Emulsion ou couche de gélatine dans laquelle sont disséminés des cristaux de bromure d’argent

Les cristaux de bromure d’argent des films sont naturellement sensibles à la lumière bleue, au violet et aux UV : film métachromatiques utilisés avec des écrans renforçateurs classiques.

Certains écrans très performants (terre rares) émettent une lumière verte et les films doivent être sensibilisés à cette longueur d’onde : film orthochromatiques obtenus en ajoutant à la gélatine un sensibilisateur de couleur magenta.

Différents types

Les écrans rapides

Les écrans rapides permettent de diminuer de manière importante l’énergie du rayonnement X. Mais ils fournissent une image à gros grains. Comme la granularité de l’image due à l’écran est toujours plus marquée que celle due au film, il faut préférer un film rapide à un écran rapide

L’irradiation est réduits, ce qui est souhaitable en radioprotection, les tubes à RX sont soulagés et dureront plus longtemps

Enfin, les clichés tels que : colonne lombaire de profil, clichés au lit ou en salle d’opération avec des générateurs peu puissants bénéficient de ultrarapide.

Les écrans lents

Les écrans lents (ou écran fins), au prix d’une densité photographique plus importante, donnent une image d’une grande finesse.

En radiographie 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 (« extremity » ou « fin »), éventuellement avec des films spéciaux.

Les couples monocouche (type mammo) sont les plus fins et très utiles. Par contre les films sans écrans n’ont plus d’intérêt.

Les écrans standards

Les écrans dits « standard » sont de rapidité intermédiaire et sont le plus souvent utilisés.

Les écrans graduels

Certains écrans ne possèdent pas tous la même rapidité sur toute leur surface : ce sont les écrans graduels, destiné à corriger les contrastes trop marqués (écrans + / – pour le rachis dorsal ou les grands cliché 30*120types télé rachis)

La courbe sensitométrique d’un film

C’est une courbe en S qui représente le noircissement d’un film (avec l’écran) en fonction du logarithme de l’exposition aux rayons X.

La pente de la courbe uniforme sur le contraste de l’émission. Si celle-ci  progresse lentement, nous sommes en présence d’une émulsion de contraste moyen.

La courbe en pointillés est représentative d’une émulsion présentant un contraste plus important que la courbe de base (ainsi qu’une sensibilité plus importante).

La rapidité

Un film est plus rapide (ou plus sensible) lorsque son noircissement débute avec une faible exposition aux rayons X.

Le contraste photographique

On l’appelle également « zone de proportionnalité » : valeur de l’angle de la tangente au point d’inflexion de la courbe (gamma du film) définit la constante.

On définit par la valeur γ du film, aussi appelé facteur de contraste. Un film à haut contraste (film sensible) a une pente rapide, c’est-à-dire qu’à une variation minime de l’exposition correspond une grande variation du noircissement du film, et inversement pour un film a bas contraste (type pulmo).

La latitude d’exposition

Elle correspond à la valeur utile de la courbe où une différence d’exposition aux rayons X a une traduction du film.

Les expositions relatives aux organes étudiées doivent être comprise dans cette zone de latitude d’expression sinon il y a sur ou sous-exposition.

La voile de base

Ou voile de fond : c’est la partie initiale qui correspond à la densité optique du film développé en l’absence d’exposition.

Il comporte2 composant :

• La transparence du support plastique du film qui n’est pas absolu.
• Le voile chimique qui est introduit par le traitement du film.

La densité maximum

Ou zone de saturation : c’est le noircissement maximum obtenu lorsque le film a été suffisamment exposé et complètement développé.

Elle correspond au sommet de la courbe et traduit une sur exposition.

L’influence du développement

Lorsque le temps de révélation croit, les zones exposées noircissent progressivement après un temps de latence qui  a été nécessaire pour humidifier l’émulsion.

Le sous développement

Un sous développement entraine une pente de la courbe inférieure à la pente maximale

D’où un film :

• Avec une densité maximale inférieure à la référence (les noirs du film ne sont pas noirs)
• Au contraste réduit
• A la latitude d’exposition augmentée

Ce qui l’oppose au film sous -exposé mais normalement développé, où le noir des zones directement exposées au rayonnement sont trop blanches par rapport au film de référence.

Un sous développement peut être secondaire soit à un bain de traitement usagé, soit à une température de développement insuffisante, soit à une pollution du révélateur par du fixateur.

Le sur développement

Il a pour effet  d’augmenter légèrement le voile chimique de base, d’accroitre le contraste et la rapidité

Par contre, le grain du film peut augmenter, la densité maximum est atteinte plus rapidement.

Un surdéveloppement modéré est préférable au sous-développement car, à l’aide d’une lampe forte, il est possible d’étudier les informations contenues dans les zones de densité élevée, l’inverse est impossible car un cliché sous exposé rend la lecture impossible par l’absence d’information.

Un sur développement peut être secondaire essentiellement à une température de développement trop élevée, ou à une erreur dans la dilution des bains.

 

 

 

 

 

UE 3.2 LES GENERATEURS

Définition

Le générateur est l’ensemble qui fournit , contrôle et commande la haute tension alimentant le tube à rayons X ainsi que les paramètres liés à l ‘obtention d’un cliché radiologique .

Rappels sur le courant alternatif

Le secteur fournit un courant de 220 volts  avec 50 cycles, c’est à dire 50 changements de polarité par seconde (Fréquence de 50 hertz)

Le courant alternatif est un courant qui change constamment d’amplitude et de polarité contrairement au courant continu .Il est de forme sinusoïdal.

Les prises utilisées couramment possèdent 2 fils : 1 fil de phase et un neutre (et un fil de terre)

et fonctionne avec un courant alternatif monophasé (1 seule phase).

C’est à dire qu’un fil conduit le courant pendant un premier demi cycle puis c’est au tour de l’autre fil  de conduire le courant dans le sens contraire et toujours du négatif vers le positif.

Alimentation des générateurs

Pour qu’un tube puisse émettre des rayons X, il faut installer un montage électrique  qui assure les fonctions suivantes :

• Elever la tension fournie par le réseau
• Redresser et stabiliser cette tension
• Réaliser des coupures

Le générateur est en fait un transformateur élévateur et redresseur de  tension.

Alimentation primaire

Entre le transformateur E.D.F et le générateur, le courant doit circuler en triphasé 380 volts

(3 phases ,1 neutre) dans la mesure du possible.

La distance entre le transformateur et le générateur doit être aussi courte que possible et les câbles de sections suffisantes.

La puissance du transformateur E.D.F doit être largement supérieure  à la puissance du générateur.

Le transformateur élévateur de tension

Le rendement de ce transformateur est inversement proportionnel à sa résistance interne.

U (Chute de tension) = R (Résistance interne)  X I (Intensité)

La résistance interne est un facteur très influent sur le rendement du transformateur

R= σ l/ s

On va donc pouvoir classer les générateurs en fonction  de leur structure interne  (redresseurs) et de leur alimentation.

Classification des générateurs

Les générateurs à 1 crête

Le transformateur haute tension peut alimenter le tube à rayons X directement.
Le tube est donc alimenté par une tension alternative et ne laisse passer le courant qui produit les X que quand son anode est positive.

Durant une période secteur de 20 mS il n’y a production de rayons X que durant une petite fraction du temps. On obtient une pulse ou une crête de rayons X.

Ces appareils fonctionnent en monophasé .Le tube reste émetteur pendant une alternance. Ainsi la puissance du tube est limitée (50 à 70% de la puissance nominale)

En général, le générateur et le tube sont enfermés dans un seul et même bloc (appareils dentaires et portatifs)

Tension de 70 KV et débit de 10 mA.

Les générateurs à 2 crêtes

Il est facile de redresser la tension alternative fournie par le transformateur pour doubler le rendement.

Cette méthode permet de doubler la dose dans le même temps ou permet de diviser par 2 la durée de la radiographie pour une même dose.

Ils fonctionnent en monophasé .Les tensions sont symétriques: à chaque instant ,les tensions à l ‘anode et à la cathode sont égales et de signes contraires.2 fois par période soit 100 fois par seconde la tension aux bornes du tube s’annule .

Les redresseurs sont montés en pont de Wheastone, le tube émet alors pendant 2 alternances.

Ce système est plus performant que le générateur à une crête mais limité en puissance. (Temps de pose 10 msec, Tension 50 KV)

Il est utilisé pour les appareils de radiologie dentaire  et les appareils mobiles.

Les générateurs triphasés à 6 crêtes

La recherche d’une onde moins variable que l’onde monophasée à 1 ou 2 crêtes  a  permis d’exploiter un circuit plus complexe  (6 redresseurs montés en étoile) alimenté en triphasé.

Avec 3 courants (triphasés) on utilise 3 transformateurs, ce qui permet un taux d’ondulation de 13,5% au lieu des 100 % du générateur à 2 crêtes.

Le taux d’ondulation se mesure de la façon suivante :

TAUX D’ONDULATION = U max – Umin

U min

Ces générateurs sont puissants (50 à 120 KV) et proposent des temps de pose de l’ordre de 3 msec.

Les générateurs hexaphasés à 12 crêtes

Pour les générateurs à 1 ou 2 crêtes en monophasé, le taux d’ondulation est de 100% et ne permet de regarder l ‘image en scopie ou très mal (battement de l‘image)

Pour limiter ces phénomènes de battement lumineux, on essaye de diminuer au maximum les taux d’ondulation (13,5% pour les générateurs à 6 crêtes).

Les générateurs à 12 crêtes ont un  taux d’ondulation de 3,5 % grâce aux 12 redresseurs installés en étoile .Le courant alternatif est alors composé  de 6 tensions décalées de 1/6 de période.

La mise sous tension du transformateur H.T peut se faire au moyen de contacteurs électroniques ou de thyristors.

On obtient ainsi des tensions de 40 à 150 KV  avec des temps de pose de 0,3 mSec.

Les générateurs à haute fréquence

Le principal inconvénient des systèmes alimentés en 50 HZ et utilisant des transformateurs élévateurs de tension est directement lié aux caractéristiques de transformateurs. Il faut de la haute tension donc beaucoup de spires de cuivre et de la puissance donc beaucoup de volume de fer et du cuivre de gros diamètre. Cela fait un gros transformateur qui est dans l’huile pour un meilleur diélectrique. C’est très gros très lourd et c’est cher.

Les composants actuels permettent de s’affranchir du 50 HZ et pour diminuer le volume de fer et de cuivre tout en conservant la puissance il faut augmenter la fréquence. Grâce aux thyristors et aussi aux transistors IGBT (isolated gate bipolar transistor). On va pouvoir créer un courant alternatif à fréquence plus élevée tout en étant aussi puissant. Les fréquences avec les thyristors sont aux environ de 5kHZ et atteignent les 100kHZ avec les transistors. Les nouveaux générateurs à transistors sont de surcroît totalement silencieux pour les utilisateurs.

Les onduleurs seront alimentés en courant continu provenant du réseau 50HZ redressé et filtré.

Tous les générateurs précédents fonctionnent avec la fréquence du réseau soit 50 HZ. La tension par spire d’un transformateur est de la forme :

U= k.f.b.s

• B: induction
• f: la fréquence
• s: la section du fil

En augmentant ainsi la fréquence f, on peut obtenir de grandes valeurs de tension tout en diminuant S .Les générateurs haute fréquence fonctionnent de 5 à 100 KHZ , ce qui permet de diminuer S donc de diminuer leur taille et donc leur encombrement .

Le taux d’ondulation est faible (3,5%), la tension continue obtenue est « hachée » par un ondulateur statique  qui fournit une tension alternative de haute fréquence .Ceci permet de contrôler la tension et de l’ajuster pendant toute l ‘émission X. On a donc un réglage très précis des KV.

Ce sont les générateurs les plus employés à l ‘heure actuelle, leurs puissances sont de 50 à 100 KW et les temps de pose très courts.

La tension continue intermédiaire alimentant l’onduleur peut aussi provenir non plus du secteur 50HZ mais de batteries. C’est utilisé sur des générateurs mobiles complètements autonomes.

La tension continue intermédiaire peut aussi provenir, sur les appareils mobiles, d’une prise secteur 220V 16A classique se trouvant habituellement dans la chambre d’un malade hospitalisé. Pour obtenir une radiographie de forte puissance on va lentement charger le condensateur alimentant l’onduleur à partir du secteur. Le condensateur est dans ce cas de très forte valeur (par exemple 0.2 F) et c’est lui qui va fournir toute la puissance, par exemple 30kW, nécessaire à la radiographie.

Comparaison des générateurs

IL y bien sur des comparaisons en matière de prix mais actuellement ce sont les générateurs à haute fréquence qui s’imposent dans tous les domaines sauf pour la radiologie dentaire intra buccale.

On peut quand même noter que l ‘énergie du rayonnement X d’un générateur triphasé  est plus élevée que celle d’un générateur monophasé. Par exemple si on affiche 75 KV en monophasé ,il ne faudra que 66 KV en triphasé .Cela s’explique par le taux d’ondulation différent entre les appareils .Celui qui a le taux d’ondulation plus fort a des rayons plus pénétrant .

De même, le faisceau produit par un générateur triphasé contient plus de photons X que celui d’un générateur monophasé, donc la quantité de rayons X étant plus importante, on pourra également  diminuer les MAS (soit les ma, soit le temps de pose, soit les 2)

Réglage des générateurs

3 paramètres sont réglables afin d’obtenir un cliché correct :

• La haute tension (KV) qui détermine la qualité du rayonnement, c’est à dire son pouvoir pénétrant et donc va jouer sur le contraste de l’image (qualité).
• L’intensité traversant le tube à rayons X exprimée en mA.
• L’exposition en msec.

Les MAS (déterminant le noircissement du film) sont le produit ma par secondes. A MAS constant, si l’on veut  diminuer le temps de pose (sujet mobile) on va augmenter les mA mais avec le risque de dépasser la puissance du tube à rayons X permise. Nous allons voir les différents modes de réglage des générateurs.

Réglage 3 points

On peut choisir indépendamment :

• Les KV
• Les mA
• Le temps de pose

Un dispositif vérifie que la combinaison de ces 3 paramètres est admissible par le tube.

Réglage 2 points

• Les KV
• Les MAS

L’appareil  tout en assurant la sécurité du tube choisit automatiquement  le temps d’exposition le plus court possible.

Réglage 1 point

• Les KV

L’exposition est réglée par un exposeur automatique (cellules)

Réglage 0 point

C’est la programmation anatomique qui permet de mémoriser en bloc pour un examen donné :

• Les KV
• Les mA
• Le foyer
• Le choix de la cellule
• La sensibilité de la cellule
• La durée de l’exposition (fournie par la cellule)

La charge décroissante

C’est un système qui permet de maintenir au maximum la température limite du foyer tout au long de l’exposition. Puis l’intensité chute de façon décroissante  jusqu’à l’obtention d’une exposition correcte .A cet instant, le générateur coupe l‘exposition.

Ce système est pratique à utiliser mais il oblige l’installation à travailler au maximum de ces possibilités.

Installation d’un générateur

Le générateur haute tension va servir a mettre l’installation de radiologie sous tension. Il va aussi servir à sélectionner sur quel statif se trouve le patient. Pour des raisons financières un générateur est polyvalent et peut gérer plusieurs tubes à rayons X  et plusieurs statifs. Cela permet à une même salle de radiologie de faire plusieurs types d’examens:

• Clichés pulmonaire sur statif vertical
• Clichés au lit ou sur brancard grâce à une suspension plafonnière
• Clichés  sur une table de radiologie télécommandée permettant de positionner lemalade dans différentes incidences
• Clichés de crane à 4 mètres
• Clichés sur grandes cassettes 30 X 120

Radioscopie sur chaîne TV.

Radiographies numériques.

Mais même si un générateur peut faire beaucoup de choses il ne fait qu’une chose à la fois.

Scopie  ou  graphie.

Le générateur haute tension va permettre  de travailler en forte puissance pendant des temps courts pour la radiographie:

• 40 à 150 kV   avec une gamme de courant tube dépassant 1000 mA. Cette très forte puissance correspond à la puissance que peut supporter une anode à faible température pendant 100 mS. Un temps de pose conséquent est à respecter avant une autre radiographie à forte puissance mais aujourd‘hui des systèmes automatiques de contrôle permettent d’éviter une surcharge du tube .

Il peut aussi faire de la radioscopie (en langage courant « scopie ») qui ne dépasse pas quelques centaines de watts.

• 40 à 110 kV sous 4 mA. Cette faible puissance est permise pendant une longue durée car elle correspond à la puissance que peut dissipée la gaine qui est équipée d’un ventilateur ou d’un refroidissement à eau.

Le statif qui est équipé d’une chaîne de télévision et d’un amplificateur de luminance  permet à l’utilisateur de choisir entre ces 2 modes de fonctionnement.

Ces 2 modes de fonctionnement génèrent des rayons X qui sont dangereux: très souvent la dose reçue par le patient est beaucoup plus importante en radioscopie, malgré les faible mA, car le temps d’exposition est très long. Mais il est utile pour faire des centrages et faire des recherches : attente du passage du produit de contraste par exemple.

UE 3.2 LE TUBE A RAYONS X

Historique et principe  général

Les rayons X sont une forma de rayonnement électromagnétique à haute fréquence constitué de photons dont la longueur d’onde est comprise approximativement en 5pm et 10 nm.

L’énergie de ces photons va de quelques eV à plusieurs dizaines de MeV. C’est un rayonnement ionisant utilisé dans de nombreuses applications, dont l’imagerie médicale.

Les rayons X ont été découverts en 1895 par le physicien allemand Wilhelm RÖNTGEN, qui a reçu pour cela le premier prix Nobel de physique. Il les nomma ainsi car ils étaient de nature inconnue.

Quel que soit le type de tube, la génération de rayons X se fait selon le même principe :

• Une haute tension électrique (de l’ordre de 40 à 150 kV) est établie entre 2 électrodes. Il se produit alors un courant d’électrons de la cathode vers l’anode (parfois appelée « anticathode » ou « cible »)
• Les électrons sont freinés par les atomes de la cible, ce sui provoque un rayonnement continu de freinage ou « Bremsstrahlung », dont une partie du spectre est dans le domaine des rayons X.
• Ces électrons excitent les atomes de la cible, et ceux-ci réémettent un rayonnement X caractéristique par le phénomène de fluorescence X.
• Le spectre sortant du tube est donc la superposition du rayonnement de freinage et de la fluorescence X de la cible.
• Les tubes à rayons X ont un rendement extrêmement mauvais, la majeure partie de la puissance électrique (99%) est dissipée sous la forme de chaleur. Les tubes doivent dont être refroidis, e, générale par une circulation d’eau.

 

Différents types

Tube de Crookes

Historiquement, le premier tube à rayons X fut inventé par William Crookes. Il s’agissait à l’origine de provoquer une fluorescence lumineuse de minéraux. Le tube de Crookes est encore appelé « tube à décharge », « tube à gaz » ou « tube à cathode froide ».

Il s’agit d’une ampoule en verre dans laquelle on fait le vide ; il reste une pression d’air résiduelle d’environ 100Pa. Elle contient une cathode métallique, en aluminium, de forme concave pour concentrer le flux d’électrons, et une cathode ou types de cyclotrons.

Une bobine d’induction fournit une haute tension. Il se produit alors une ionisation de l’air résiduel, sous forme d’un éclair ou « décharge », qui provoque un flux d’électrons de la cathode vers l’anode. Ce flux, appelé rayon cathodique, produit un rayonnemnt électromagnétique qui est capable de créer de la lumière de fluorescence sur certains corps ainsi que de produire des décharges de corps électrisés à distance. Il crée également des rayons X.

Ce tube ne permet de créer des rayons X que par intermittence. Il est encore utilisé dans certains types de cyclotrons.

Tube de Coolidge

Le tube de Crookes fut amélioré par William Coolidge en 1931. Le tube de Coolidge, encore appelé « tube à cathode chaude », est le tube le plus largement utilisé. C’est un tube sous le vide poussé (env. 10^-4 Pa), recouvert d’une enceinte plombée.

Dans le tube de Coolidge, les électrons sont émis par un filament de tungstène chauffé par un courant électrique (effet thermoïonique également utilisé dans les tubes cathodiques de téléviseur). Le filament constitue la cathode du tube. La haute tension est établie ente la cathode et l’anode, ce qui accélère les électrons émis par le filament. Ces électrons viennent frapper l’anode.

Dans le tube dits «  à fenêtre latérale », les électrons sont concentrés (focalisés) par une pièce appelée Wehnelt, placée juste après le filament.

D’un point de vue électrique, on a donc :

• Un filament aux bornes duquel on établit une basse tension, afin de créer un courant électrique chauffant (effet joule).
• Dans certains tube, une pièce de forme particulière ayant une tension légèrement négative par rapport au filament (i.e. par rapport aux 2 bornes du filament), afin de repousser les électrons issus du filament vers le centre de la pièce ; c’est le Wehnelt.
• Une anode cible ayant une tension fortement positive par rapport au Wehnelt et au filament.

 

Description et composition

Le tube à rayons X est constitué d’une ampoule scellée en pyrex et vide de tout gaz (pression 10^-7 mm de Hg).

A l’intérieur se trouve la cathode et l’anode (avec son ou ses filaments). Une ddp de plusieurs dizaines de kV est appliquée entre les électrodes.

C’est l’absorption par l’anode des électrons produit par le cathode qui provoque l’émission des rayons X

La cathode

La cathode est un filament de tungstène spiralé que l’on chauffe par le passage d’un courant électrique. Cette élévation de température liée au passage du courant de chauffage crée une agitation thermo-ionique et facilite le mouvement des électrons de l’atome de tungstène.

Ces électrons sont donc plus libres de l’attraction du noyau de l’atome et peuvent être arrachés de cet atome en présence d’un fort champ électrique.

C’est donc le potentiel de l’anode qui facilite la circulation des électrons entre anode et cathode.

Le filament : c’est une spire en tungstène de 0,2 à 0,3 mm de section et chauffée par un circuit indépendant. La cathode est donc constituée d’un filament en tungstène qui est à haute température pour permettre le passage d’une grande quantité d’électrons lors d’une radiographie.

La durée de vie d’un tel filament dépend directement de sa température et donc pour l’économiser il n’est chauffé que quand c’est nécessaire. Au repos, il est juste préchauffé à une température permettant seulement le passage de quelques mA. Cela permet de faire de la fluoroscopie.

On peut faire de la radiographie, mais il faut un temps minimum pour permettre au filament de changer de température. Ce temps dépend de l‘inertie du filament. C’est le temps de préparation qu’il faut au générateur pour monter le filament à la température nécessaire au passage des mA prévu pour la radiographie. Ce temps est aussi mis à profit pour permettre à l’anode d’atteindre sa vitesse nominale.

Les tubes à rayons X actuels ont des filaments à faible inertie qui permettent une mise à température rapide, qui permettent donc d’obtenir plus rapidement une radiographie après une scopie. Ce temps de préparation, qui est une caractéristique importante, est de l’ordre de 0,5sec à 2sec.

Le filament est constitué d’un fil de tungstène spiralé. La longueur de ce bobinage est important car elle détermine, avec la pente de l’anode, une des dimensions de l’image de la source de rayons x. l’autre dimension est déterminée par le diamètre du bobinage.

• Le flux électronique : l’intensité des électrons augmentant avec la température de chauffage du filament, le débit du tube (sa puissance) sera fonction de la température du filament
• Focalisation du flux électronique : afin d’obtenir une meilleur focalisation des électrons et d’éviter la déformation du filament, les filaments sont placés dans une petite cuve métallique.

En conjuguant tous ces paramètres, on obtient une image du foyer X qui est inscrite dans un carré, qui est l’approximation de la source ponctuelle idéale. Les tailles usuelles rencontrées sont par exemple :

0,2 mm*2,2mm ; 0,6mm*0,6mm ; 2mm*2mm

Pour des raisons de facilité en radiologie conventionnelle, les tubes à rayons X ont 2 filaments qui permettent de définir 2 foyers de rayons X différents. L’un est gros est permet le passage de forts courants tube, l’autre est petit pour obtenir des radiographie de haute définition. Le filament du petit foyer est en général plus fragile et il ne faut l’utiliser que quand c’est nécessaire.

L’anode

L’anode est le matériau qui reçoit le faisceau électronique. Ces électrons arrivent avec une très grande vitesse et vont être capable de modifier la composition du matériau au niveau atomique. C’est cette interaction qui va produire une onde électromagnétique dans le spectre des rayons X.

La composition même de l’atome considéré influera sur la quantité et sur la qualité de rayonnement produit.

La nature de l’anode est donc importante. De par sa forme une très grande partie du rayonnement sera absorbé par l’anode même : le rendement sera donc faible et les contraintes thermiques importantes.

L’anode est donc constituée de matériaux qui supportent les hautes températures, qui ont beaucoup d’atome, dont les atomes ont beaucoup d’électron et dont les niveaux d’énergie entre les différentes couches sont compatibles avec l’utilisation radiologie envisagée.

Elle sert de cible aux électrons, elle est constituée de tungstène ou d’alliage tungstène-rhénium. C’est ce métal (de numéro atomique 74 classification  de Mendeleieff) qui présente le meilleur spectre d’utilisation des rayons X. En mammographie, c’est le molybdène et le rhodium.

Seul 1% de l’énergie incidente est transformée en rayons E, le reste est dissipé en chaleur (d’où le refroidissement des tubes à huile, à eau ou à ventilateur).

La pente d’anode :

C’est l’angle que fait l’anode avec l’axe du faisceau perpendiculairement à  la trajectoire des électrons provenant de la cathode.

En général elle est de 10°.

L’effet d’ombre (heel effect) :

Les rayons sont moins pénétrant plus prés de l’anode, d’où l’utilisation de ce phénomène pour le placement du tube en mammographie.

Le foyer

Le foyer réel d’un tube à rayons X ou « foyer thermique » est la surface sur laquelle vient frapper les électrons émis par le filament de la cathode. Ses dimensions sont rectangulaires.

Le foyer ou « apparent » est la source de rayons x vue dans la direction du rayonnement et perpendiculaire à l’axe du tube. C’est un carré.

Les dimensions  du foyer optique ou « nominal » varient de 0,1mm (petit foyer) à 2mm (gros foyer).

Plus le foyer réel est grand, plus la puissance du tube sera importante.

La gaine

Le tube à rayons X, pour des raisons pratiques et de sécurité, est installé à l’intérieur d’une gaine. Cette gaine le fixe mécaniquement avec précision pour définir un axe du faisceau X précis et permettre la fixation du collimateur.

La gaine permet une isolation électrique du tube et elle est reliée à la terre ; elle facilite le raccordement des câbles haute tension blindés pour l’anode et la cathode. L’isolant utilisé est de l’huile de haute qualité qui doit aussi évacuer les calories de l’anode vers la gaine.

Sur les tubes les plus puissants, une circulation d’huile forcée par une pompe permet à un refroidisseur extérieur une meilleure évacuation des calories.

La gaine doit être à même d’évacuer l’énergie de l’anode : il est donc normal qu’elle monte en température. Si la température augmente exagérément, l’huile va se dilater et la pression à l’intérieur de la gaine risque de monter dangereusement.

Pour éviter ce risque grave (car une fuite de gaine ou une rupture de gaine avec de l’huile très chaude est très dangereuse), la gaine contient un capteur de pression qui est raccordé au générateur et qui arrête la haute tension en cas de surpression anormale.

Les courbes de charges ou abaques de charges

L’anode, pour ne pas atteindre son point de fusion, ne doit pas dépasser une température limite. Elle ne peut donc supporter qu’une certaine puissance par unité de temps.

La puissance que peut supporter l’anode est donc importante en début de graphie quand l’anode est froide et elle va décroitre au fur et à mesure que la température de l’anode augmente. C’est la courbe de charge de l’anode.

Le graphe comprend plusieurs courbes car il y a une courbe par kV. Pour respecter la puissance, les mA baissent si la tension augmente. Si la tension diminue, les mA peuvent augmenter : il suffit d’augmenter le chauffage en conséquence.

Cela est possible jusqu’au chauffage maximal, si la température du filament augmente trop, le filament fond. On arrive donc à un maximum de mA.

Le stator

Le stator est un bobinage qui est autour du tube à rayons X en regard du rotor. Le stator et le rotor constituent un moteur électrique.

Il faut beaucoup de puissance pour lancer l’anode. Le stator a tendance à s’échauffer lors de chaque lancement de l’anode. Mais le stator est dans l’huile de la gaine, il peut communiquer son énergie à celle-ci.

Afin d’éviter une usure des paliers à billes et pour diminuer le bruit et les vibrations, on ne fait tourner l’anode que quand c’est nécessaire.

Apres la radiographie, il faut donc freiner l’anode. Pour cela, on utilise les courants de Foucault qui vont générer une force s’opposant au déplacement du rotor, s’il est baigné dans un champ magnétique constant. Ce champ magnétique est créé par le passage d’un courant continu dans le stator jusqu’à l’arrêt de l’anode

Les fréquences usuelles de lancement d’anodes sont historiquement liées au secteur électrique

Par construction, la frequence de 50Hz permet des rotations théoriques à 3000t/min. pour obtenir 9000t/min, on a du créer du 150Hz grave à un tripleur de fréquence.

UE 3.2 PRODUCTION ET EMISSION DE RAYONS X

Le tube à rayons X

Schéma de principe

La cathode est constituée d’un filament de tungstène (W). L’anode est constituée d’une cible en tungstène insérée dans une pièce de cuivre. Il y a aussi création dans l’ampoule d’un vide très poussé pour éviter les interactions des électrons avec un gaz éventuel.

Production du faisceau d’électrons

Le courant de chauffage rend le filament incandescent, celui-ci émet un flux d’électrons par effet thermoélectronique : ses électrons s’agitent de plus en plus et certains atteignent des vitesses telles qu’ils ont une énergie suffisante pour sortir du métal. Ils sont ensuite soumis à la haute tension U ce qui leurs permet de s’éloigner du filament et d’arriver sur l’anode. On va appeler soient :

• N_e le nombre d’électrons arrivant sur l’anode
• I l’intensité du courant anodique en A
• e la charge élémentaire (charge d’un électron en valeur absolue ; 1,6.10^-19 C) en C
• t le temps de pose (temps de fonctionnement du tube) en s

La quantité d’électricité reçue par l’anode est égale à N_e e mais aussi à I t soit :

Pour augmenter le nombre d’électrons arrivant sur l’anode on peut soit augmenter  l’intensité I du courant anodique (donc le courant de chauffage), soit augmenter le temps de pose. Cette quantité est aussi appelée charge envoyée sur l’anode. Dans la pratique elle ne s’exprime pas en coulomb mais en MilliampèreSeconde (mAs).

Accélération du faisceau d’électrons

Les électrons sont accélérés grâce à la haute tension U. Soit :

• q la charge d’un électron, q = -1.6.10^-19C = -e

Lorsque l’électron est soumis à U il reçoit l’énergie électrique :

Cette énergie est transformée en énergie cinétique (E_c).

Par définition d’E_c :

Quand l’électron arrive sur l’anode :

• v : vitesse de l’électron arrivant sur l’anode
• m : masse de l’électron

Ex : on soumet un électron à une tension de 70 kV. Quelles sont son énergie cinétique et sa vitesse ?

Donnée : m_é = 9,1.10^-31kg

Rayonnement et choix de la cible

Quand les électrons arrivent sur la cible ils interagissent avec les atomes de l’anode, ce qui produit une émission de rayons X mais de façon très partielle. Seulement 1% de leur énergie est transformée en rayons X, et les 99% autres en chaleur. La cible est donc portée à une très haute température ce qui risque d’altérer sa surface.

On prend du tungstène car il résiste beaucoup à la chaleur, sa température de fusion est très élevée (3370 °C), de plus c’est un atome lourd, son numéro atomique Z est très grand (74), ce qui assure un bon rendement en RX. Il est entouré de cuivre car la chaleur est mieux répartie.

Principes d’émission et spectres en énergie

Un électron incident peut interagir soit avec :

• Les électrons de l’atome de tungstène (collision coulombienne)
• Avec les noyaux de l’atome de tungstène (freinage coulombien)

Collision coulombienne

Interaction particules chargées / matières.

Condition pour que le photon de fluorescence émis soit un photon X visible en radiodiagnostic

Il faut obligatoirement la création d’une lacune sur la couche K de l’atome de tungstène pour pouvoir observer des photons qui vérifient . Pour avoir création de cette lacune il faut que l’atome reçoive au moins 70 keV. L’électron incident doit donc passer très près de cette atome, de plus les électrons de la couche K sont très peu nombreux. Donc la production de photons X par fluorescence est extrêmement rare.

Spectre résultant

Ce spectre ne constitue qu’entre 1 et 20 % du rayonnement totale X émis. C’est un spectre de raies. A chaque transition possible de la série K de l’atome de tungstène correspond une raie sur le spectre.

Spectre de raies

Si j’ai une tension U est inférieure à 70kV, les électrons incidents auront une énergie cinétique inférieure  à 70 keV. Ils ne pourront pas créer de lacunes sur la couche K de l’atome de tungstène. On ne verra donc pas de spectre de raie.

Si la tension U est supérieure ou égale à 70 kV, les raies K apparaissent au-delà de 70 keV. Si on augmente U, la position de ces raies ne change pas car W ne dépend que d’E_sup et E_inf. Le spectre est un spectre caractéristique  de l’atome de tungstène.

Freinage coulombien

Interaction particules chargées / matière

Le freinage coulombien entraine l’émission d’un rayonnement électromagnétique de freinage dit Bremsstrahlung.  L’énergie W du photon émis peut prendre toute les valeurs possibles entre 0 (choc à l’infini) et Ec (choc frontal).

Spectre résultant

Les photons de faibles énergies sont issus des interactions avec les noyaux les plus éloignés de l’électron incident. Ils sont tellement nombreux qu’ils contribuent d’avantage à l’énergie totale du faisceau que les photons de grande énergie.

Wmax et λmin

Wmax correspond au cas d’un électron incident qui subit un choc frontal à sa toute première interaction avec un atome de l’anode.

Bilan – Spectre Total

Les photons les moins énergétiques sont filtrés d’abord par le verre de l’ampoule puis par un filtre métallique placé juste après le tube. Ces photons ne sont pas intéressant en radiodiagnostic, car ils créent des lésions superficielles (brulures…) sans contribuer à la formation de l’image. Plus la tension U augmente, moins on distingue le spectre de raie, car le spectre continu prend de plus en plus d’importance.

Un faisceau de rayons X obtenu avec une tension U de 100 KeV est assimilable à un faisceau homogène de photons d’énergie 40 KeV. Si la tension U est égale à 100 kV tous les électrons au niveau de l’anode ont une énergie de 100 KeV mais les photons produits auront en très grande majorité une énergie inférieure à 100 KeV.

Influence de I et de U sur le faisceau et son spectre continu

Influence sur le spectre continu

Lorsque I augmente les photons deviennent plus nombreux mais leurs énergie maximal de change pas.

• Augmentation en ordonnée

Lorsque U augmente les photons sont plus nombreux et peuvent être plus énergétique.

• Augmentation en ordonnée et en abscisse (Wmax₂)

Energie radiante du faisceau

L’énergie radiante notée R est l’énergie totale transportée par tous les photons. R est aussi appelé énergie totale rayonné.

Si les photons transportent chacun la même énergie :

R peut aussi être relié au nombre d’électrons incidents N_e qui arrive sur l’anode :

• N = nombre de photons du faisceau
• N_e = nombre d’électrons incidents
• K = 1,4.10^-9 SI
• Z = numéro atomique des atomes de la cible (tungstène : 74)
• U = Tension en Volt
• R = Energie radiante en Joules

Flux énergétique du faisceau

Le flux énergétique noté Φ, est l’énergie du faisceau par unité de temps, appelé aussi puissance rayonné (Watts = Joules/secondes).

t = temps de pose (fonctionnement) du tube en seconde

Φ = Puissance rayonné en Watts

I = intensité du courant anodique en Ampère

e = charge élémentaire

Rendement énergétique

Soit r le rendement énergétique du tube

Ici la puissance utile est la puissance du faisceau de photons produits (Φ).

La puissance consommée est la puissance électrique fournie par le secteur pour faire fonctionner l’appareil soit : P = UI

Donc :

• Le rendement du tube dépend donc de U. Plus U est grand, plus r est grand.

r est  d’environs quelques pourcents au maximum.

 

UE 3.2 : Physique appliquée et technologie en imagerie radiologique

OBJECTIFS

• Expliquer les modalités de production des rayons X
• Expliquer les principes de construction en radiologie de projection et scanographique
• Décrire la chaîne d’acquisition de l’image en radiologie de projection et scanographie
• Identifier les paramètres et expliquer leur influence sur la qualité de l’image et la radioprotection en radiologie de projection et scanographie

ECTS : 3

ELEMENTS DU CONTENU

Production des rayons X – Analyse spectrale – Description et fonctionnement du générateur et du tube à rayons X
Optimisation des doses pour la radioprotection
Gestion des artéfacts

Radiologie de projection :

• Description et principes de fonctionnement des différents éléments de la chaine radiologique
• Les éléments additionnels de la chaîne radiologique
• Les principes fondamentaux de la formation de l’image
• Les paramètres d’acquisition
• Facteurs de qualité et traitement de l’image.
• Les différents appareillages en imagerie radiologique
• Les indicateurs de dose en radiologie de projection
• Les axes d’évolution et de recherche

Scanographie :

• Les bases physiques et technologiques de la scanographie
• Les modalités de la reconstruction de l’image scanographique
• Les paramètres d’acquisition
• Facteurs de qualité et traitement de l’image
• Les différents types de scanographes
• Les indicateurs de dose en scanographie
• Les axes d’évolution et de recherche

Ostéodensitométrie :

• Les bases physiques et technologiques
• Les différents appareillages

MODALITE D’EVALUATION ECRITE

• Evaluation écrite : contrôle des connaissances et/ou analyse de situation

CRITERES D’EVALUATION

• Exactitude des connaissances
• Capacité d’analyse d’une situation
• Pertinence des outils sélectionnés et de la justification de leurs choix