Physique des rayons X médicaux

Chapitre 6 : Radiobiologie et Imagerie Médicale

La radiobiologie est un domaine d'étude essentiel en médecine, se concentrant sur les effets des rayonnements ionisants sur les systèmes vivants. Ce chapitre explore les principes physiques et les applications cliniques des rayons X en imagerie médicale, de la radiographie standard aux techniques plus avancées comme la tomodensitométrie. L'objectif est de fournir des méthodes d'examen non destructives des matériaux biologiques, basées sur l'absorption différentielle des rayons X par les différents tissus.

1. Introduction aux Rayons X

Les rayons X sont une forme de rayonnement électromagnétique de haute énergie, dont la découverte en 1895 par Wilhelm Roentgen a révolutionné la médecine. Ces radiations sont produites lorsque des électrons à haute énergie bombardent une cible métallique.

1.1. Propriétés des Rayons X

• Longueurs d'ondes : Les rayons X utilisés en imagerie médicale ont des longueurs d'onde comprises entre 0,01 nm et 10 nm.
• Propagation : Ils se propagent en ligne droite.
• Pénétration : Ils traversent certains matériaux opaques, ce qui est le fondement de l'imagerie.
• Non-déviation : Ils ne sont pas déviés par des champs électriques ou magnétiques.
• Phosphorescence : Ils provoquent la phosphorescence (émission de lumière) de certains matériaux, un principe utilisé dans les écrans fluorescents.
• Exposition photographique : Ils exposent les plaques photographiques, base de la radiographie conventionnelle.

La relation entre fréquence , longueur d'onde et énergie du photon (où est la constante de Planck) est fondamentale pour comprendre le spectre électromagnétique et les propriétés des rayons X.

1.2. Principe de l'Imagerie par Rayons X

Le principe est simple : des rayons X sont émis vers le patient. Les organes absorbent ces rayons différemment selon leur composition et leur épaisseur. Un détecteur (film photographique, écran luminescent ou capteur numérique) est ensuite impressionné par les rayons X qui ont traversé le corps, créant ainsi une image.

2. Le Tube à Rayons X

Le tube à rayons X est le cœur du système de production de rayons X. Il est composé d'une cathode (filament chauffé) et d'une anode (cible métallique) sous vide.

2.1. Principe de Fonctionnement

1. Un filament chauffé (cathode) émet des électrons par effet thermoïonique.
2. Ces électrons sont accélérés vers l'anode par une différence de potentiel élevée (généralement entre 20 et 140 kV).
3. Lorsque les électrons percutent la cible métallique (anode), une petite fraction de leur énergie cinétique est convertie en rayons X. Une grande partie (environ 99%) est dissipée sous forme de chaleur.

2.2. Problèmes et Solutions liés à la Chaleur

L'échauffement intense de l'anode est un défi majeur. Des solutions incluent :

• Le refroidissement de l'anode : utilisation d'un bain d'huile, d'anodes tournantes qui dissipent mieux la chaleur sur une plus grande surface.
• L'utilisation intermittente : les tubes fonctionnent par courtes périodes (quelques secondes à dizaines de secondes) pour éviter la surchauffe.

2.3. Autres Éléments du Tube

• Enveloppe du tube : Généralement en verre, elle maintient le vide nécessaire au déplacement des électrons.
• Enveloppe de plomb : Elle entoure le tube pour protéger le personnel et le patient du rayonnement indésirable.
• Diaphragme en plomb : Il permet la collimation du faisceau, c'est-à-dire la délimitation de la zone irradiée.
• Lame métallique filtrante : Elle filtre les rayons X de basse énergie (rayons X mous) qui seraient totalement absorbés par la peau du patient sans contribuer à l'image, augmentant ainsi la dose.

2.4. Spectre des Rayons X

Le spectre d'émission des rayons X provenant d'un tube est composé de deux contributions principales :

1. Le rayonnement de freinage (ou bremsstrahlung) : Un spectre continu produit par le ralentissement des électrons au contact de l'anode. La haute tension appliquée détermine la limite supérieure d'énergie de ce spectre.
2. Les raies de fluorescence X : Des pics discrets et caractéristiques du matériau de l'anode, résultant de la désexcitation électronique des atomes de la cible.

En radiobiologie, les rayons X utilisés ont une énergie comprise entre 20 et 150 keV. On distingue :

• Les rayons X mous : photons entre 20 et 30 keV, fortement atténués.
• Les rayons X durs : photons entre 110 et 150 keV, plus pénétrants.

3. Atténuation du Faisceau de Rayons X

Lorsqu'un faisceau de rayons X traverse un matériau, son intensité diminue, un phénomène appelé atténuation.

3.1. Origine de l'Atténuation

L'atténuation résulte de l'interaction des photons X avec le matériau. Une fraction du faisceau est absorbée ou diffusée, et seule une partie traverse l'objet sans interaction.

3.2. Loi d'Atténuation

L'atténuation est décrite par la loi de Beer-Lambert : Où :

• est l'intensité du faisceau après avoir traversé une épaisseur .
• est l'intensité initiale du faisceau.
• est l'épaisseur du matériau traversé.
• est le coefficient d'atténuation linéaire du matériau (unité : ).

3.3. Coefficient d'Atténuation

Le coefficient dépend de deux facteurs principaux :

• La nature du matériau : sa composition atomique et sa densité.
• L'énergie des rayons X : diminue généralement avec l'augmentation de l'énergie des photons.

Le coefficient d'atténuation total est la somme de plusieurs contributions, les deux principales étant :

1. L'effet photoélectrique : Processus dominant pour les rayons X mous (basses énergies). Le photon X cède toute son énergie à un électron orbital, l'éjectant de l'atome (ionisation). Ce processus est responsable de l'absorption et de la création de contraste dans l'image, mais aussi des dommages biologiques potentiels.
2. La diffusion Compton : Processus dominant pour les rayons X durs (hautes énergies). Le photon X interagit avec un électron, lui cède une partie de son énergie et est dévié de sa trajectoire. Les photons diffusés réduisent le contraste de l'image.
3. La diffusion Rayleigh : Diffusion sans perte d'énergie du photon. Sa contribution est faible et souvent négligée en imagerie médicale.

3.4. Compromis Dose-Qualité d'Image

Un équilibre doit être trouvé entre la dose de rayons X administrée au patient et la qualité de l'image :

• Basses énergies (RX mous) : Les valeurs de sont élevées, ce qui signifie une faible pénétration mais des écarts plus prononcés entre les de différents matériaux, offrant un meilleur contraste. Cependant, l'absorption élevée augmente la dose au patient.
• Hautes énergies (RX durs) : Moins atténués (pénétration plus importante), mais les différences entre les des matériaux sont moindres, résultant en un contraste plus faible. La dose absorbée par le patient est généralement réduite pour une même quantité d'information utile en profondeur.

3.5. Durcissement du Faisceau

Un faisceau de rayons X polychromatique (contenant différentes énergies) subit un durcissement lorsqu'il traverse un matériau. Cela signifie que les composants de basse énergie (RX mous) sont proportionnellement plus absorbés que les hautes énergies. Le faisceau transmis est donc "plus dur", c'est-à-dire qu'il contient une plus grande proportion de photons de haute énergie.

4. Image Radiante et Contraste

4.1. Image Radiante

L'image radiante est la distribution d'intensité des rayons X transmis à travers le patient. C'est cette distribution qui est capturée par le détecteur et transformée en une image visible.

• Un milieu peu atténuant (ex: poumons pleins d'air) laisse passer beaucoup de rayons X, créant une zone de forte intensité sur l'image radiante, qui apparaît sombre sur un film photographique (car plus exposé).
• Un milieu fortement atténuant (ex: os) absorbe beaucoup de rayons X, résultant en une zone de faible intensité sur l'image radiante, qui apparaît claire sur un film photographique.

4.2. Notion de Contraste

Le contraste est un paramètre crucial pour la qualité d'une radiographie. Il décrit les variations d'éclairement (ou d'intensité) à l'intérieur de l'image. La formule du contraste est : Où et sont les intensités en deux points différents de l'image radiante. Le contraste varie entre 0 et 1. Un contraste élevé indique une meilleure différenciation entre les structures. Le contraste dépend :

• De la différence entre les coefficients d'atténuation des structures et de leur environnement. Par exemple, . Plus cette différence est grande, plus le contraste est élevé.
• De l'épaisseur des structures dans l'axe du faisceau et des tissus traversés avant et après.

4.3. Produits de Contraste

Lorsque le contraste naturel des tissus est insuffisant pour différencier des structures, des produits de contraste peuvent être utilisés. Ces substances augmentent artificiellement le coefficient d'atténuation d'un tissu. Exemples :

• Solutions iodées : Injectées par voie intraveineuse, elles se distribuent via le système sanguin. Utilisées pour les examens du système circulatoire (angiographie), des reins ou de la vessie.
• Solutions barytées : Administrées par voie orale. Utilisées pour l'analyse des voies digestives (transit baryté, lavement baryté).

5. Types d'Imagerie à Rayons X

Les techniques d'imagerie par rayons X ont évolué, offrant diverses modalités pour des applications spécifiques.

5.1. Radiographie Standard (ou Conventionnelle)

La radiographie standard est la méthode la plus ancienne et la plus simple.

5.1.1. Principe

Les rayons X traversent le patient et impressionnent un film photographique ou un capteur numérique.

5.1.2. Avantages

• Rapidité : Acquisition rapide de l'image.
• Faible irradiation : Dose relativement faible comparée à d'autres techniques.
• Résolution spatiale : Bonne résolution spatiale (environ 0,1 mm).
• Coût : Technique peu coûteuse.
• Mobilité : Certains appareils sont mobiles.

5.1.3. Inconvénients et Limitations

• Projection conique : La source de RX n'étant pas ponctuelle et le faisceau étant divergent, l'image est une projection conique déformée des structures anatomiques. L'image est plus grande que l'objet.
• Superposition : Les structures situées à différentes profondeurs se superposent sur une image bidimensionnelle, rendant l'interprétation complexe.
• Pénombre : La source n'étant pas strictement ponctuelle, les bords des objets apparaissent flous, réduisant la netteté de l'image.
• Contraste limité : Seules les structures avec des coefficients d'atténuation très différents sont clairement visibles.

5.1.4. Applications

Les radiographies standard sont utilisées pour diagnostiquer des fractures, des infections pulmonaires (pneumonies), des pathologies cardiaques (cardiomégalie), etc.

5.2. Radioscopie (Conventionnelle et à Amplificateur de Brillance)

La radioscopie permet une visualisation en temps réel de l'image radiante.

5.2.1. Radioscopie Conventionnelle

Dans cette technique, l'image lumineuse est obtenue directement sur un écran fluorescent. Bien qu'elle permette des examens dynamiques, elle a été abandonnée en raison des doses d'irradiation élevées nécessaires pour obtenir une image suffisante.

5.2.2. Radioscopie à Amplificateur de Brillance

Pour pallier les inconvénients de la radioscopie conventionnelle, l'amplificateur de brillance a été développé.

Principe :

1. Les rayons X traversent le patient et frappent un premier écran fluorescent, créant une image lumineuse.
2. Cette image est convertie en un flux d'électrons proportionnel à l'intensité lumineuse par un photocathode.
3. Les électrons sont accélérés et focalisés vers un second écran fluorescent, où ils recréent l'image avec une intensité lumineuse amplifiée.
4. L'image amplifiée peut être visualisée sur un moniteur, numérisée et stockée.

Cette technique permet une visualisation dynamique avec des doses d'irradiation réduites par rapport à la radioscopie conventionnelle.

5.3. Tomographie X Classique (Tomosynthèse)

La tomographie X classique permet d'obtenir une image radiologique d'une coupe spécifique du patient.

5.3.1. Principe

La source de rayons X et le film (ou détecteur) pivotent synchroniquement autour d'un centre de rotation fixe. Seuls les points situés dans le plan de coupe (qui passe par le centre de rotation) restent nets, tandis que les structures des plans adjacents sont floutées et diluées. Cela permet d'isoler une "coupe" du corps.

5.3.2. Applications

Historiquement utilisée en dentisterie pour les images panoramiques, cette technique a évolué vers la tomosynthèse, où le film est remplacé par un détecteur numérique. L'image est ensuite traitée numériquement, permettant une reconstruction 3D des coupes fines.

L'application la plus courante est la mammographie pour le dépistage du cancer du sein, permettant de détecter kystes, tumeurs et micro-calcifications avec une meilleure résolution et moins de superposition que la mammographie conventionnelle.

5.4. Tomodensitométrie (TDM ou CT scan)

La tomodensitométrie est une technique d'imagerie avancée qui procure des images en coupes transversales (axiales, coronales, sagittales) du corps, permettant une reconstruction tridimensionnelle détaillée.

5.4.1. Principe

1. Une source de rayons X et un ensemble de détecteurs tournent synchroniquement autour du patient.
2. Pour chaque angle de rotation, une "projection" (image de l'atténuation des rayons X) est acquise.
3. Ces multiples projections sont stockées dans la mémoire d'un ordinateur.
4. Un logiciel de reconstruction tomographique utilise des algorithmes complexes pour reconstruire une image bidimensionnelle de la distribution spatiale des coefficients d'atténuation dans le plan de coupe.

Cette distribution d'atténuation est liée à la nature des tissus, permettant d'obtenir une image anatomique très précise.

5.4.2. Résolution et Irradiation

• Résolution : 0,3 à 0,5 mm.
• Épaisseur de coupe : 1 à quelques mm, ajustable selon l'organe.
• Irradiation : Malgré l'acquisition de nombreuses images, la TDM moderne, notamment par des techniques hélicoïdales et des algorithmes de réduction de dose, vise à limiter l'irradiation par rapport à la tomosynthèse pour un volume équivalent.

5.4.3. Échelle de Hounsfield (DH)

L'échelle de Hounsfield est une échelle numérique sans dimension qui quantifie la densité radiologique des tissus. Elle code les coefficients d'atténuation des rayons X par rapport à celui de l'eau. Où est le coefficient d'atténuation du tissu et celui de l'eau.

Matière	(DH)
Air	-1 000
Poumon	-500
Graisse	-100 à -50
Eau	0
Liquide cérébro-spinal	15
Rein	30
Sang	+30 à +45
Muscle	+10 à +40
Matière grise	+37 à +45
Matière blanche	+20 à +30
Foie	+40 à +60
Tissus mous	+100 à +300
Os	+700 (os spongieux) à +3 000 (os denses)

L'intérêt de cette échelle est que chaque type de tissu est représenté par une même densité, indépendamment des caractéristiques spécifiques de la source de rayons X, facilitant la comparaison des images.

5.4.4. Modes d'Acquisition

• Acquisition coupe par coupe : La table sur laquelle repose le patient est fixe pendant une rotation complète de l'ensemble source-détecteur. Après l'acquisition d'une coupe, la table avance pour la coupe suivante.

• Acquisition multi-coupe (hélicoïdale) : La table avance en continu pendant la rotation de l'ensemble source-détecteur. Cela génère une trajectoire hélicoïdale du faisceau autour du patient, permettant des acquisitions plus rapides et de plus grands volumes, avec des coupes fines et jointives, idéales pour la reconstruction d'images tridimensionnelles.

5.4.5. Exemples d'Images TDM

Conclusion

La radiobiologie et l'imagerie par rayons X ont parcouru un long chemin depuis la découverte de Roentgen. Des principes fondamentaux d'atténuation aux techniques d'acquisition sophistiquées comme la tomodensitométrie, ces technologies continuent de jouer un rôle primordial dans le diagnostic médical, offrant des aperçus détaillés de l'anatomie interne sans intervention invasive. La compréhension des mécanismes physiques et des compromis entre dose et qualité d'image est essentielle pour une utilisation optimale et sécuritaire de ces outils.