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Chapitre 3 Radiographie

P.A. Gondim Teixeira , G. Grimon and J.-P. Tasu

Plan du chapitre

  1. Introduction 
  2. Principes fondamentaux 
  3. Détection des rayons X transmis, fabrication de l'image radiographique 
  4. Système EOS 
  5. Représentation des images 
  6. Artefacts et distorsion de l'image 
  7. Indications et limites 
  8. Conclusion 

Objectifs

  • Connaître les principes physiques des radiographies standard.
  • Connaître la base de la formation de l'image radiographique.
  • Connaître les principales indications et les limites de la radiographie par projection.

Introduction

Les techniques de radiographie standard par projection sont largement utilisées dans le diagnostic de nombreuses affections, que ce soit pour la prise en charge initiale, le suivi, les contrôles per- ou postopératoires.

Les radiographies sont réalisées grâce aux rayons X qui sont des photons, particules associées au rayonnement électromagnétique, au même titre que la lumière visible, l'ultraviolet (UV), l'infrarouge, les ondes radio, les micro-ondes ou les rayons γ. Sans revenir sur la dualité onde-corpuscule, le photon peut être décrit comme une onde électromagnétique où un champ électrique est couplé à un champ magnétique qui lui est orthogonal, oscillant à la même fréquence, s'engendrant mutuellement et se propageant dans le vide avec une célérité © = 3.108 m/s. Le faisceau de rayons X peut traverser ou interagir avec les différents tissus traversés en fonction de ses propres caractéristiques et de celles du tissu exposé : une fraction du faisceau est arrêtée par le tissu (on dit que le faisceau est atténué). Il existe quatre contrastes naturels en imagerie radiologique standard : l'air, la graisse, l'eau et l'os. des agents de contraste artificiels peuvent également être introduits. Dans ce chapitre seront présentés les principes de base de la radiographie par projection, la formation de l'image, et ses artefacts. Les indications les plus courantes et les limites de la radiographie standard seront ensuite abordées.

Principes fondamentaux

les radiographies sont réalisées à l'aide d'un appareil à rayons X. Le principe général, en simplifiant à l'extrême, revient à celui des ombres chinoises où une source lumineuse éclaire un objet qui atténue les photons visibles et crée une ombre qui est projetée sur un écran. En réalité, l'atténuation des photons X par les tissus explorés n'est pas en tout ou rien, et on pourrait plutôt prendre l'analogie d'une bobine de cinéma qui atténue plus ou moins la lumière blanche qui la traverse, l'image ainsi formée étant projetée sur un écran récepteur. Ces simplifications permettent de comprendre que l'image finale résulte des propriétés successives de la source de photons, des caractéristiques de la lumière émise, des interactions à l'intérieur de la cible traversée, du type et des propriétés du récepteur, mais aussi des conditions géométriques de l'ensemble.

Présentation de la chaîne de détection

Les composants principaux d'un système d'imagerie utilisant les rayons X sont illustrés sur la figure 3.1.


Figure 1: Principaux composants d'une installation permettant la réalisation de radiographies standard (A, B). Le tube à rayons X (tube de Coolidge, encore appelé tube à anode tournante) crée le faisceau de rayons X (figure 3.2). Le principe est le suivant : un faisceau d'électrons est fortement accéléré vers une anode de tungstène. Ces électrons devenus très énergétiques interagissent avec la cible (tant avec ses électrons qu'avec les noyaux), et perdent leur énergie dont une partie est transformée en rayons X. Ce faisceau X émis peut être modulé ensuite par différentes collimations et filtrages.

Figure 2: Schéma représentatif du tube à rayons X (tube de Coolidge).

Dessin : Cyrille Martinet


Le faisceau de rayons X traverse d'abord l'air sans modification, puis l'objet étudié (en général le patient, mais ce peut être aussi une pièce anatomique, ou une mire par exemple). Traversant le patient, le faisceau est atténué différemment selon les différentes densités des tissus mais on peut aussi modifier cette atténuation en introduisant des produits de Z élevé dits « de contraste ».

L'effet photoélectrique est responsable de l'atténuation du faisceau incident mais un autre effet, l'effet Compton, intervient également. après avoir traversé le patient, le faisceau atténué constitue « l'image radiante ». Ce faisceau est ensuite capté par un détecteur qui fournit l'image finale. Ces différentes étapes sont détaillées ci-dessous.

Production des rayons X

Première étape : créer un faisceau d'électrons dans une ampoule sous vide

Comme dans le filament « historique » de la lampe à incandescence, un courant électrique très précisément régulé en intensité provoque l'échauffement d'un filament (cathode, généralement en tungstène pour des raisons de solidité à haute température). La chaleur provoque une agitation des électrons, dont une proportion acquiert une énergie suffisante pour être éjectée du filament. L'ordre de grandeur du courant d'électrons émis est de 10 à 20 % de celui du courant de chauffe.

Faisceau d'électrons fortement accéléré vers l'anode génératrice des rayons X

Une tension élevée (40 000 à 150 000 volts, soit 40 à 150 kilovolt [kV]) et parfaitement régulée entre le filament cathodique (négatif) et l'anode (positive) accélère les électrons issus du filament vers l'anode.

Les caractéristiques essentielles de ce faisceau d'électrons sont :

  • son intensité en milliampère (mA) (proportionnelle au courant utilisé pour chauffer le filament) et sa durée (en seconde) : le produit (en mA.s) détermine le nombre d'électrons, donc en fait à une charge totale qu'on pourrait théoriquement exprimer en millicoulomb (mC) ;
  • son énergie cinétique (Ec) en kilo-électron-volt (keV) : l'électron acquiert une énergie correspondant à la tension d'accélération (par exemple, 150 keV pour une tension d'accélération de 150 kV).

Ces caractéristiques influencent fortement les caractères de l'image radiologique.

Interactions sur l'anode

Les électrons percutent l'anode au niveau d'une zone appelée foyer. L'anode est un bloc métallique, généralement en tungstène. L'électron incident étant une particule chargée, il interagit de manière « obligatoire » à distance, sans nécessité d'un réel « choc » avec les atomes de la cible. Les interactions électrons-matière se font soit avec les électrons de la cible, soit avec les noyaux :

  • par interaction sur un électron du tungstène : l'électron incident arrache un électron du tungstène hors de sa couche électronique. Il s'ensuit un phénomène de fluorescence : le trou créé est immédiatement comblé par un électron d'une couche périphérique moins lié au noyau, avec émission d'un photon Efluorescence dont l'énergie correspond exactement à la différence d'énergie entre les deux couches, selon un spectre d'émission de raies caractéristique de l'anode ;
  • par interaction sur un noyau du tungstène : l'électron incident très énergétique génère une force électromagnétique d'attraction avec le noyau positif. L'électron est freiné, émettant l'énergie perdue en « rayonnement de freinage » (en allemand « Bremsstrahlung »). L'énergie de ce rayonnement X dépend de la distance électron incident-noyau, variable lors de l'interaction ; le spectre X produit est donc un spectre continu. Quand le choc est frontal, toute l'énergie de l'électron incident est rayonnée : l'énergie maximale des photons émis est donc numériquement égale à la tension d'accélération du tube.
  • Ces deux types de rayonnement (spectre de raies par fluorescence et spectre continu par freinage) constituent le faisceau initial de rayons X.

Quelle que soit son origine, fluorescence ou freinage, l'émission de rayons X est un phénomène peu fréquent : 99 % de l'énergie mise en jeu se dissipe sous forme de chaleur et 1 % seulement sous forme de rayons X. La chaleur produite est donc importante, entraînant des contraintes technologiques lourdes : choix du tungstène (matériau résistant à la chaleur), anode tournante pour répartir le foyer thermique sur une couronne et son constant refroidissement par un bain d'huile circulant.

Trois paramètres utilisés pour régler la qualité et l'intensité du faisceau de rayons X

  • La tension du tube (ou « kilovoltage ») en kV détermine l'énergie du rayonnement X produit (énergie moyenne et/ou énergie maximale des photons X).
  • L'intensité électrique (ou « milliampérage ») en mA.
  • Le temps d'exposition en secondes (s), ces deux derniers étant le plus souvent réunis par leur produit exprimé en mA.s qui détermine la quantité de photons X produits.

La gestion optimale assure usuellement le plus petit temps de pose en choisissant l'intensité maximale du courant (en mA) que le tube peut supporter sans dommages.

Aspects géométriques du faisceau

La taille non ponctuelle du foyer d'émission des rayons X engendre un flou géométrique qui altère la qualité de l'image. Ce flou peut être réduit par une diminution de la taille apparente du foyer grâce à une inclinaison plus importante de l'anode sur l'axe des électrons (figure 3.2).

Trajet des rayons X entre la cathode et le patient : collimation et filtrage

La production de rayons X au niveau du foyer est multidirectionnelle ; des rayons X partent donc dans toutes les directions de l'espace. Pour limiter cette diffusion, puisque seul le rayonnement en direction de l'objet étudié est utile, des filtres en plomb (volets) et un blindage en béryllium laissant une fenêtre dans la direction de la cible sont utilisés. Les rayonnements émis dans une autre direction que celle du patient sont ainsi extrêmement atténués.

Interaction des rayons X chez le patient

De la même manière qu'au cinéma, le cliché cinématographique arrête plus ou moins la lumière de la lanterne de projection et crée l'image, le corps du patient atténuera plus ou moins le faisceau de rayons X, créant le contraste de l'image radiographique.

Dans le patient, les rayons X interagissent au niveau des électrons de la matière. On observe deux phénomènes sans pouvoir privilégier l'un ou l'autre : l'effet photoélectrique (phénomène à l'origine de la formation des images radiographiques), et la diffusion (effet Compton).

Effet photoélectrique (figure 3.3)

L'effet photoélectrique se produit quand le photon transfère toute son énergie à un électron. Celui-ci est arraché de sa couche électronique, à condition que l'énergie du photon soit supérieure à l'énergie de liaison de l'électron. Il est nécessaire que l'électron soit au voisinage immédiat du noyau qui va pouvoir « encaisser » une énergie cinétique de recul : cela se produit donc, d'une part, sur les électrons très liés (donc avec une énergie de liaison non négligeable) et, d'autre part, sur les atomes de numéro atomique élevé (par exemple calcium des os, iode d'un produit de contraste). L'électron arraché part avec une énergie cinétique égale à l'énergie du photon X diminuée de l'énergie de liaison.


Figure 3: Schéma démontrant les effets photoélectrique et Compton.
A. Effet photoélectrique : un photon X frappe un électron d'une couche profonde de l'atome ; l'électron absorbe toute l'énergie du photon et est éjecté.
B. Effet Compton : un photon X frappe un électron ; une partie de l'énergie du photon entraîne l'expulsion d'un électron d'une couche superficielle et l'ionisation de l'atome ; le photon X résiduel est d'énergie plus faible et subit une déviation de sa trajectoire.

Dessin : Cyrille Martinet


  • La probabilité d'interaction photoélectrique dépend :du milieu, essentiellement de sa densité en électron donc du numéro atomique Z des atomes qui le composent. Plus le milieu est dense et plus la probabilité d'effet photoélectrique est importante : elle est donc plus importante pour l'os que pour les muscles (ou l'eau), la graisse ou l'air (dans l'ordre de probabilité d'interaction décroissante) ;
  • de l'énergie des rayons X : les rayons X faiblement énergétiques ont une probabilité d'interaction très supérieure aux autres, à la condition naturellement qu'ils aient une énergie supérieure à l'énergie d'ionisation des couches profondes du noyau cible : un faisceau de rayons X de faible énergie est donc très fortement atténué dans le patient ;
  • surtout, la différence d'atténuation (différence entre les coefficients d'atténuation de deux tissus d'atténuation voisine), augmente fortement quand l'énergie des rayons X diminue : le contraste est alors fortement augmenté (au prix d'une atténuation globale plus importante comme expliqué précédemment). A contrario, des rayons X de haute énergie, dits « durs », sont moins absorbés et génèrent une image moins contrastée.

Effet Compton

L'effet Compton se produit quand le photon X interagit avec un électron périphérique, peu lié. Le transfert d'énergie est partiel, entraînant d'une part l'expulsion d'un électron avec une partie de l'énergie et, d'autre part, la diffusion d'un photon d'énergie inférieure à l'énergie initiale selon un angle aléatoire plus ou moins grand (pouvant atteindre 180°, on dit alors rétrodiffusé).

Le photon diffusé a plusieurs inconvénients en radiodiagnostic :il peut continuer vers l'avant en direction du détecteur, à l'origine d'un flou des images appelé voile de diffusion ;

  • il peut être fortement diffusé en direction d'un opérateur se trouvant hors du champ d'exposition directe, qui pourra donc recevoir une dose de rayonnement ionisant ;
  • rétrodiffusé, il peut contourner des écrans protecteurs.
  • Aux énergies utilisées en radiodiagnostic, l'effet Compton est quatre à cinq fois plus fréquent que l'effet photoélectrique. À titre d'exemple : une radiographie pulmonaire doit 50 % de sa densité aux photons diffusés, une radiographie de l'abdomen sans préparation (ASP) comporte 90 % de photons diffusés.

Pour limiter l'effet Compton, une grille antidiffusante est utilisée ; il s'agit d'une mince grille constituée de fines lames de plomb de quelques millimètres de largeur et quelques centièmes de millimètres d'épaisseur, disposées parallèlement sur un cadre sur toute la longueur du champ du film radiologique, de telle sorte qu'elles soient orientées vers le tube à rayons X. La majorité du diffusé oblique est arrêtée par l'épaisseur de la lame, au prix de l'atténuation d'une faible proportion des rayons X contribuant à la formation de l'image. Pour éviter les fines lignes noires parallèles correspondant à cette atténuation, le cadre est animé d'un mouvement transversal (grille « Potter » du nom de l'inventeur de cet artifice).

Pour résumer, l'atténuation résulte donc des deux interactions possibles entre les photons incidents et la matière traversée (effet photoélectrique et effet Compton). La probabilité globale d'interaction est appelée « coefficient linéique d'atténuation », et s'exprime à l'inverse d'une distance (généralement en cm–1). Cette atténuation suit une loi exponentielle décroissante fonction de l'épaisseur des tissus traversés par le faisceau.

Influence des paramètres sur la formation de l'image

Pour obtenir une image, l'opérateur peut agir sur deux paramètres modifiant le contraste de l'image :

  • le kilovoltage (kV) (ou tension) ; les rayons de basse énergie donnent des contrastes plus visibles mais au prix d'une atténuation globale plus importante ;
  • le produit mA.s (qui détermine la quantité de photons X produits) ; pour un voltage donné et un patient donné, cette quantité qui impressionne le détecteur conditionne donc l'exposition correcte du détecteur, la surexposition (image trop noire : trop de photons) ou la sous-exposition (image trop blanche : pas assez de photons).

La figure 3.4 illustre les modifications du contraste chez la même personne en fonction des paramètres utilisés : du même objet, la radiographie peut fournir des images différentes.



Figure 4: Deux radiographies de thorax de face prises avec des paramètres différents chez une patiente de 24 ans victime d'un traumatisme.
A. Cliché réalisé pour la visualisation des structures osseuses (rachis, gril costal) avec les paramètres d'exposition suivants : kV = 60 ; mA = 400 ; temps d'exposition : 140 ms.
B. Cliché de la même patiente réalisé pour l'évaluation du parenchyme pulmonaire avec les paramètres suivants : 120 kV ; 320 mA ; temps d'exposition : 20 ms. Noter une inspiration différente entre les 2 clichés.


Détection des rayons X transmis, fabrication de l'image radiographique

Les images sont obtenues par l'exposition d'un système de détection au faisceau de rayons X après traversée de la cible.

Films photographiques et couple écran renforçateur - film

Historiquement, les films radiographiques étaient fabriqués avec des microcristaux de sels d'argents qui étaient dissociés en ions Ag+ sous l'effet des rayons X. Comme en photographie conventionnelle, on utilisait ensuite le processus chimique photographique (révélation par un réducteur, fixateur, lavage) pour révéler l'image jusque-là latente. On voyait alors un noircissement du film, dû à l'apparition de grains d'argent métal, partout où il avait été exposé par les rayons X. C'est pourquoi les régions situées derrière un matériau atténuant, comme l'os, apparaissant blanches sur le film ont été appelées « opacités » (opaques aux rayons X), tandis que les régions noires peu atténuantes ont été appelées « clarté » (les rayons X passent à travers).

La sensibilité des films photographiques était très faible. Elle a été secondairement améliorée par l'adjonction d'un « écran renforçateur », couche de sels fluorescents qui arrêtent davantage les rayons X, les convertissent en photons lumineux qui impressionnent les sels d'argent. L'intensification est de × 10 à × 20 au prix d'une petite perte de netteté.

L'utilisation de ces systèmes est en franc déclin compte tenu de ses possibilités limitées de post-traitement des images obtenues, de la nécessité de consommables (films, solutions de traitement peu écologiques), du prix des sels d'argent, ainsi que des difficultés de stockage et de conservation des radiographies.

Ils sont progressivement remplacés par les détecteurs non argentiques dont certains sont présentés ci-dessous.

Écran radioluminescent à mémoire (computed radiography [CR])

Dans ce système, le film est remplacé par un écran photostimulable qui conserve pendant plusieurs heures les modifications provoquées par l'exposition aux rayons X. Après exposition aux rayons X, il existe sur la plaque photostimulable une image dite « latente » qui sera ensuite révélée par le balayage d'un faisceau laser. Ce système est largement utilisé car il est peu coûteux.

Capteurs plans (direct radiography [DR])

Dans ce système, les rayons X sont détectés par les interactions qu'ils créent dans un détecteur comparable à celui d'un appareil photonumérique. Le signal résultant est un signal électrique. Ce type de système est peu encombrant et très sensible aux photons X, ce qui permet de réduire de façon significative la dose délivrée au patient. L'utilisation des capteurs plans permet aussi la réalisation de techniques comme la double énergie et la tomosynthèse, augmentant ainsi la performance diagnostique des radiographies. Ce type de système est en revanche assez coûteux.

Amplificateur de luminance et télévision en circuit fermé

Les rayons X sont détectés par un écran fluorescent qui est vu par une caméra « classique » de type caméra de télévision. Ce système, en plus de réaliser des radiographies statiques, est capable de produire des images successives en temps réel à une cadence permettant la visualisation du mouvement sans scintillement ni rémanence (en pratique, 25 images ou 50 images/seconde). Les amplificateurs de luminance sont souvent utilisés pour guider les gestes en radiologie interventionnelle.

Système EOS

Ce système s'appuie sur la haute sensibilité d'un détecteur gazeux au xénon inventé par Georges Charpak (dérivé de la chambre à fils de la recherche nucléaire qui lui valut le prix Nobel de physique en 1992). Les ionisations créées dans un gaz sont amplifiées dans un champ électrique élevé, et détectées sur des pistes conductrices gravées à l'échelle du micron sur les parois du détecteur. Ces détecteurs de haute sensibilité permettent la réalisation de radiographies à très basse dose. Dévolues à l'exploration rachidienne et des membres inférieurs (E pour électron, OS pour os), le système réalise simultanément deux images orthogonales. L'acquisition des images se fait de façon rapide sur un patient débout, permettant ainsi une évaluation de la statique rachidienne dans des conditions physiologiques. Une modélisation en 3D du squelette peut être ensuite calculée par le système.

Représentation des images

Les radiographies sont des images représentées en échelle de gris. Elles sont composées par des opacités et des lignes qui représentent une projection de la cible sur un plan, le détecteur. Les différents degrés d'opacités d'une radiographie dépendent de l'énergie du faisceau de rayons X, de la composition (numéro atomique) du tissu évalué et de l'épaisseur de la cible. Les différences du nombre et de la qualité des photons X qui arrivent au système de détecteurs sont responsables du contraste de l'image. Le contraste en radiographie standard peut être défini par la différence entre les opacités et les transparences d'une image (figure 3.5).



Figure 5: Formation de l'image radiographique.
A. Effet de la différence de densité des matériaux. Une cible avec trois composants de densités différentes et d'épaisseurs identiques est exposée à un faisceau de rayons X. L'épaisseur des flèches violettes représente l'intensité du faisceau ayant traversé la cible. Noter la relation inversement proportionnelle entre la densité et l'intensité du faisceau transmis.
B. Effet de la différence d'épaisseur. Une cible de densité homogène mais d'épaisseur variable est traversée par un faisceau de rayons X. L'épaisseur des flèches violettes représente l'intensité du faisceau de rayons X après traversée de la cible. Noter la relation inversement proportionnelle entre l'épaisseur de la cible et l'intensité du faisceau transmis.

Dessin : Cyrille Martinet


Pour une énergie donnée des rayons X, cela se traduit en image inversée de la façon suivante : plus la densité du tissu est élevée, plus le faisceau incident sera atténué, moins le détecteur sera impressionné ; l'image sur le détecteur apparaîtra blanche (peu modifiée par l'image radiante). On dit qu'elle est opaque (aux rayons X), radio-dense ou dense. Au contraire, plus la densité du tissu est faible, moins le faisceau incident sera absorbé, plus le détecteur sera impressionné par l'image radiante ; l'image sera noire. On dit qu'elle est claire ou radio-transparente.

La description des radiographies utilise donc la terminologie suivante :

  • image opaque/radio-dense ;
  • image claire/radio-transparente.
  • En radiographie standard, les densités radiographiques peuvent être classifiées de façon schématique en quatre types présentés ci-dessous en densité croissante (figure 3.6) :aérique-gazeuse (par exemple : poumon, gaz intestinal) ;
  • graisseuse (par exemple : tissu sous-cutané) ;
  • hydrique (par exemple : muscle, reins, foie) ;
  • calcique (par exemple : os).




Figure 6: Les différentes atténuations en radiographie. A. Un tube à essai contenant de la craie, de l'eau, de l'huile et de l'air a été radiographié pour illustrer les quatres atténuations correspondantes en radiographie : calcique, hydrique, graisseuse et aérique.
B. Exemple des quatre atténuations visibles sur la radiographie d'avant-bras et main d'un enfant de 2 ans. Les muscles, les cartilages, les capsules et les ligaments ont la même atténuation, celle de l'eau, ce qui ne permet pas de les distinguer les uns des autres en radiographie.

Le tissu adipeux présente une basse densité, composée par des atomes de faible numéro atomique, pouvant donc être traversé sans interaction par un grand nombre de photons (faible absorption). Inversement, le tissu osseux minéralisé est composé par des cristaux de phosphates de calcium au numéro atomique élevé et sera donc traversé par un nombre relativement faible de photons (grande absorption). Le contraste est fondamental pour la formation et pour l'interprétation des radiographies. Par exemple, un nodule pulmonaire tissulaire entouré de parenchyme pulmonaire aéré, normal, sera visible en radiographie standard. En revanche, le même nodule dans une zone de poumon non aéré peut ne pas être visible (figure 3.7).



Figure 7: A. Radiographie du thorax de face. Un nodule pulmonaire de contours lobulés est visible dans le tiers inférieur du poumon droit (flèche). Ce nodule est visible car il est plus opaque que le parenchyme pulmonaire aéré qui l'entoure.
B. Radiographie du thorax de face chez un patient présentant une réduction importante de la transparence du champ pulmonaire droit en rapport avec une pneumopathie et un volumineux épanchement pleural. Noter que dans ce contexte un nodule de caractéristiques similaires à celui de la figure A ne serait pas visible car sa densité est la même que celle de l'épanchement et du foyer de pneumopathie. On est en présence de deux opacités (l'eau dans les poumons et dans la plèvre) et le nodule (eau) de densités identiques se superposent ; ces opacités sont indissociables (c'est le signe de la silhouette).

L'autre composant fondamental des images radiographiques correspond aux lignes et contours. La formation des lignes et des contours sur un cliché radiographique est régie par la loi des tangentielles : un trait prend naissance sur une image radiographique lorsque le faisceau de rayons X aborde tangentiellement la surface d'une structure opaque ou l'interface séparant deux structures d'opacités différentes (figure 3.8). L'aspect d'un objet en radiographie standard est donc fortement dépendant de la direction du faisceau de rayons X et de la position de l'objet cible.


Figure 8: Schéma démontrant l'influence de la loi des tangentielles.
Le même objet dans la même position est exposé à deux faisceaux de rayons X de directions différentes (A et B). Les lignes formées dans l'image de cet objet sont différentes.

Dessin : Cyrille Martinet


Le contraste spontané des tissus en radiographie standard est parfois insuffisant pour permettre la visualisation des certaines structures. L'utilisation des produits de contraste à base d'iode ou de baryum (éléments à numéros atomiques élevés) modifie le contraste radiographique en atténuant le faisceau de rayons X de façon plus importante que les tissus non calcifiés. Les produits de contraste iodés sont plus souvent utilisés pour des applications digestives, urinaires ou vasculaires. Les produits de contraste barytés sont le plus souvent utilisés pour visualiser (on dit opacificier) la lumière de l'appareil digestif. Comme pour tous les médicaments, il existe des contre-indications à l'utilisation des produits de contraste : l'insuffisance rénale ou l'allergie aux produits de contraste iodés.

Artefacts et distorsion de l'image

La radiographie standard est une technique d'imagerie en projection où l'image est formée par la projection, sur le plan du détecteur, des informations provenant des différentes structures traversées par le faisceau X. Puisqu'un objet tridimensionnel est représenté par une image bidimensionnelle, seule la largeur et la longueur des objets peuvent être évaluées. La profondeur n'est pas accessible sur un cliché radiographique unique et il est donc nécessaire de réaliser au moins deux projections différentes (on parle d'incidences), souvent orthogonales, pour pouvoir se représenter un objet dans les trois plans de l'espace (figure 3.9). D'autres éléments géométriques doivent être considérés lors de l'interprétation d'une radiographie.


Figure 9: Radiographies du genou d'un patient se plaignant de douleurs antérieures du genou.
A. Radiographie de face montrant une image opaque d'allure calcique projetée sur le tibia proximal (flèche). Il est impossible de savoir sur ce cliché à quelle profondeur se situe l'image calcique et de préciser si elle est intra-osseuse ou dans les parties molles : la possibilité d'une tumeur osseuse ne peut pas être exclue.
B. Radiographie en profil du même patient montrant une projection superficielle de l'image calcique (flèche). Cette image est extra-osseuse et localisée en projection de la bourse infrapatellaire superficielle : il s'agissait d'une bursite chronique (inflammation chronique d'une bourse séreuse) chez un carreleur, liée à la position répétée à genoux.

Agrandissement et flou

Comme dans toutes les méthodes d'imagerie en projection, l'agrandissement de l'image est directement proportionnel à la distance entre la source des rayons X et la cible, ainsi que la distance entre la cible et le système de détection. Par ailleurs, le flou de l'image est proportionnel à l'agrandissement ; c'est le même effet que quand nous regardons l'ombre de notre main sur un mur : au fur et à mesure que nous éloignons notre main du mur, le flou de l'ombre augmente (figure 3.10). Pour réaliser une radiographie, le patient doit donc être positionné aussi loin que possible du tube et aussi près que possible du capteur. Une autre source de flou dans l'image est le flou cinétique lié aux mouvements du patient (ou des organes, par exemple le bord du cœur) pendant l'acquisition, entraînant une perte de netteté de l'image. Les acquisitions avec un temps d'exposition long (permettant une analyse fine de la texture des tissus) sont particulièrement sensibles à ce type d'artefact (figure 3.11).



Figure 10: Mammographies (radiographies des seins) centrées sur la même région anatomique.
A. La patiente a bougé pendant l'acquisition de l'image.
B. L'examen a été répété et l'image est de bonne qualité. Il existe une image de niveau liquidien-huileux (têtes de flèches) et des calcifications parenchymateuses. le niveau liquidien dans l'image est nettement plus flou en A qu'en B (flèche en pointillés), de même que certaines calcifications (flèches). L'architecture du parenchyme mammaire est aussi plus floue dans l'image A. L'image avec le niveau correspondait à une galactocèle (rétention lactée dans un canal galactophore dilaté).


Figure 11: Influence de l'agrandissement et du flou dans l'image radiographique. Photographies sans modification d'échelle de l'ombre d'une main interposée entre le mur et une source de lumière.
A. La main est positionnée proche de la source de lumière et loin du mur.
B. La main est positionnée plus loin de la source de lumière et plus proche du mur. Noter que l'image A est plus grande, mais moins contrastée et plus floue que l'image B.

Distorsion géométrique

Elle apparaît en fonction de la position de l'objet par rapport au faisceau de rayons X : plus l'objet est oblique, plus la distorsion de sa forme est importante. De même plus le rayon directeur (orientation du centre du faisceau de rayons X) est oblique par rapport au plan du système de détection, plus l'effet de distorsion géométrique sera présent dans l'image (figure 3.12).



Figure 12: Bilan radiographique d'une épaule.
A. Incidence de face en rotation interne de l'épaule droite, avec une inclination caudale (vers le bas) de 20° du rayon incident.
B. Incidence de la même épaule réalisée avec une inclination caudale de 45° du rayon incident (dite de Garth) ; cette incidence permet de dégager le bord antéro-inférieur de la glène. Noter la distorsion géométrique de la tête humérale sur l'incidence de Garth qui apparaît oblongue par rapport à l'incidence de face.

Superposition et sommation des images

La projection de plusieurs structures sur un plan bidimensionnel entraîne une superposition de différentes opacités, lignes et contours. Quand deux structures de densité identique sont localisées dans deux plans différents, leurs contours sont conservés ; en revanche, quand elles se localisent dans le même plan, elles perdent leurs contours et les images sont confondues. Cette description est communément appelée « signe de silhouette » (figure 3.13).



Figure 13: Signe de la silhouette.
Les radiographies de face du thorax (A, B) montrent une zone de perte de la transparence du parenchyme pulmonaire dans la projection du lobe inférieur gauche (cercles rouges) compatible avec une pneumopathie. Noter que, dans l'image A, les contours cardiaques (VG) sont effacés à gauche, notamment au niveau de l'apex (flèche blanche), tandis que, dans l'image B, les contours cardiaques sont bien visibles malgré la présence de l'opacité pulmonaire (flèche vide). Il est donc possible d'affirmer que, dans l'image A, le foyer pneumopathie est localisé dans la portion antérieure du lobe inférieur gauche ; le bord du cœur (de densité liquidienne) n'est plus visible. L'opacité siège donc dans le même plan que le cœur. Puisque celui-ci est en avant dans le thorax, l'opacité est antérieure. Dans l'image B, le foyer de pneumopathie est postérieur car le bord du cœur reste visible, celle-ci n'est donc pas dans le même plan.

Indications et limites

Quelques indications fréquentes des radiographies standard sont présentées dans cette partie.

Radiologie ostéoarticulaire

Le tissu osseux a un haut contraste en radiographie standard dû à sa densité, permettant une analyse fine de l'architecture et des contours osseux. Les radiographies standard restent donc l'examen de première intention pour l'évaluation des affections osseuses ou articulaires constitutionnelles, dégénératives, inflammatoires, néoplasiques et traumatiques.

Radiologie thoracique

Le cliché du thorax de face est la base d'une prise en charge d'une affection thoracique. À cause de la dose plus importante qu'il génère, le cliché de profil est exceptionnellement réalisé et uniquement en cas de doute sur le cliché de face : l'analyse du cliché de face est, en règle générale, suffisante au diagnostic.

Radiologie digestive

Les clichés simples de l'abdomen ou abdomen sans préparation (ASP) ne conservent que quelques indications limitées (recherche de corps étrangers, ou de calculs rénaux). Par ailleurs, la diffusion de l'endoscopie digestive et des examens tomodensitométriques expliquent en partie la réduction des examens avec opacifications digestives (voir chapitre Sémiologie abdominale).

Sénologie

Les mammographies (radiographies des seins) font partie du programme de dépistage national du cancer du sein et sont donc largement réalisées en pratique clinique.

Radiologie interventionnelle

Les radiographies par projection sont fréquemment utilisées pour le guidage d'un grand nombre de procédures interventionnelles. Injections intra-articulaires, biopsies osseuses, traitement percutanée de tumeurs par chauffage ou congélation (dite « ablation percutanée ») sont souvent réalisées sous contrôle fluoroscopique qui permet une visualisation durant la procédure du geste réalisé. Les procédures interventionnelles réalisées sur les parties molles sont moins susceptibles de s'adapter à un guidage fluoroscopique et, pour ce type d'intervention, le guidage échographique ou TDM est préférable.

Vasculaire

La radiographie par projection est le moyen de repérage anatomique des vaisseaux dans les salles d'angiographie ; le vaisseau est opacifié à l'aide d'un produit de contraste iodé permettant de visualiser l'arborescence vasculaire. La radiographie interventionnelle concerne pratiquement tous les organes, notamment le cœur, le cerveau, l'appareil digestif, etc. Compte-tenu de leur complexité, certaines de ces procédures sont longues et sont une source importante d'irradiation pour le patient et les opérateurs.

Conclusion

La radiographie par projection reste largement utilisée en imagerie médicale. Dans un contexte d'innovation technologique rapide en imagerie médicale, avec la mise à disposition de nouvelles techniques d'imagerie avancée (IRM, TEP, TDM de nouvelle génération, tomoscintigraphie, échographie, etc.), la radiographie par projection pourrait paraître obsolète. De fait, une large partie des indications classiques a disparu, substituée par ces autres techniques d'imagerie. Cependant, de nombreuses indications de radiographies restent d'actualité, dont la radiographie thoracique et ostéoarticulaire. Par ailleurs, la radiographie par projection continue, elle aussi, de progresser, en particulier grâce aux images numériques, aux capteurs plans, au système EOS et à la tomosynthèse. Cela conduit au développement de nouvelles indications comme par exemple l'évaluation de la statique rachidienne en EOS. La radiographie est utilisée également pour guider des procédures interventionnelles dont les applications sont en expansion.

Remerciements

Nous tenons à remercier le professeur Denis Régent pour l'aide dans la révision et l'édition de ce manuscrit.

Print - copie Essentiel à retenir


  • Un système de radiologie utilisant les rayons X utilise un tube radiogène à anode tournante et cathode chaude (tube de Coolidge) permettant de créer un faisceau de rayons X.
  • L'atténuation du faisceau de photons X est le principal phénomène physique intervenant dans la formation des images radiographiques. Elle dépend du numéro atomique des atomes du tissu exposé et de l'énergie du faisceau de rayons X utilisé.
  • Plus la densité du tissu exploré est basse et plus l'énergie du faisceau de rayons X émergent est élevée, moins l'atténuation sera importante conduisant à une plage plus noire ou radiotransparente. Plus la densité du tissu exploré est élevée et plus l'énergie du faisceau de rayons X émergent est faible, plus l'atténuation sera importante, conduisant à une plage plus blanche ou radio-opaque sur l'image.
  • Les radiographies par projection sont des images en échelle de gris, composées par des opacités, des lignes et des contours.
  • Un trait prend naissance sur une radiographie lorsque le faisceau de rayons X aborde tangentiellement la surface d'une structure opaque ou l'interface séparant deux structures d'opacité différente.
  • Un meilleur contraste est obtenu en diminuant les kV, au prix d'une atténuation globale supérieure obligeant à augmenter les mA, donc l'exposition du patient. La réduction de la dose au patient se fait soit en diminuant l'intensité du faisceau incident soit en augmentant l'énergie des rayonnements au risque de diminuer le contraste.
  • Il est nécessaire de réaliser au moins deux projections à différentes incidences (si possible orthogonales) pour pouvoir localiser un objet dans les trois dimensions de l'espace.
  • Plus l'orientation du faisceau de rayons X par rapport au plan de référence du patient (angle d'incidence) ou par rapport au plan du système de détection (angle de projection) sera grand, plus grand sera l'effet de distorsion géométrique dans l'image.
  • Une radiographie entraîne un agrandissement lié à l'effet de projection.


Bibliographie

Peyret O, Bergot C. L'imagerie par rayons X. In : Biophysique pour les sciences de la vie et de la santé. Omniscience Ed ; 2007. p. 79–813. 21.

Régent D, Mandry D, Croise-Laurent V, et al. Production des rayons X en imagerie par projection et en scanographie. In : EMC - Radiologie et imagerie médicale - principes et technique - radioprotection. Elsevier ; 2013.

Wybier M, Bossard P. Musculoskeletal imaging in progress : the EOS imaging system. Joint Bone Spine2013 ; 80(3) : 238–43.

sides/ref-trans/imagerie_dfgsm/chapitre_3_radiographie.txt · Dernière modification: 24/05/2018 12:00 par college_radio_cerf