Production des rayons X

L’émission de rayons X est la conséquence d’une collision entre un électron possédant une vitesse très élevée et une cible métallique dense. Lors de cette collision, l’énergie cinétique très importante de l’électron se convertit à 99 % en chaleur (énergie thermique) et à 1 % en rayonnement X. En pratique, les rayons X sont produits à l’aide d’un tube à rayons X. Ce dernier est formé d’une cathode qui constitue la source des électrons en portant à incandescence un ou deux filaments. Le filament est chauffé par un courant électrique dont l’intensité est mesurée en milliampères. De la variation de l’intensité du courant électrique dépend la quantité de rayons X produits.

Une fois produits par le chauffage du filament, les électrons sont attirés vers la cible (l’anode) par une différence de potentiel très élevée qui peut varier de 40 à 150 kilovolts. Plus la différence de potentiel est élevée, plus l’accélération est grande et plus l’énergie cinétique des électrons lors du choc est importante. Ainsi, plus la différence de potentiel est élevée et plus les rayons X sont énergétiques. On parle de rayons X à basse tension, de 40 à 90 kilovolts et à haute tension de 100 à 150 kilovolts.

L’anode constitue la cible métallique qui permet la création de rayons X. Elle est un élément essentiel du tube à rayons X. Il s’agit habituellement d’une plaque de tungstène suffisamment dense pour favoriser la production de rayons X. L’anode doit être également capable de résister aux températures élevées créées par ces collisions et apte à évacuer rapidement la chaleur engendrée.

Le trajet des électrons entre la cathode émettrice et l’anode réceptrice se fait au sein d’une enceinte qui a pour objectif de maintenir un vide. L’enceinte doit être insensible aux très hautes températures créées par l’émission de rayons X et radiotransparente. Le tube ainsi constitué d’une cathode, source des électrons, et d’une anode, cible des électrons, soumis à une différence de potentiel élevée entre cathode et anode au sein d’une enceinte sous vide, est lui-même inclus dans une gaine plombée pourvue d’une ouverture, ou fenêtre de sortie, placée en face de l’anode qui permet l’émission du faisceau de rayons X (fig. 1.1). Cette émission de faisceau de rayons X s’effectue à travers un filtre qui permet d’éliminer les photons de trop faible énergie, puis au travers de diaphragmes et de localisateurs qui permettent de déterminer plus précisément les dimensions et la forme du champ d’irradiation. On peut encore limiter et préciser le champ d’irradiation par l’addition de cônes localisateurs qui permettent d’adapter parfaitement le faisceau de rayons X aux dimensions de la région anatomique à examiner.

Fig. 1.1 Tube à rayons X.

Les électrons issus de la cathode sont attirés vers la cible (anode). Les rayons X sont produits lors de la collision des électrons contre l’anode. Cette dernière est animée d’un mouvement circulaire pour évacuer rapidement la chaleur créée. L’ensemble cathode/anode est inclus au sein d’une enceinte sous vide.

Propriétés des rayons X

Les rayons X sont caractérisés par leurs propriétés qui leur permettent de traverser des milieux de natures différentes et d’être atténués en fonction des structures rencontrées. En imagerie médicale, ces propriétés sont exploitées en faisant traverser la région anatomique explorée par les rayons X et en analysant après la traversée de la région anatomique les différentes zones d’atténuation du faisceau de rayons X, qui dépendent à la fois de l’épaisseur et de la densité des milieux rencontrés. Ainsi, l’atténuation du faisceau de rayons X est d’autant plus marquée que l’épaisseur et la densité du corps traversé sont plus importantes. Les rayons X se propageant en ligne droite et dans toutes les directions, c’est l’utilisation des diaphragmes et des cônes localisateurs qui permettent d’adapter les caractéristiques géométriques du faisceau de rayons X à la région anatomique étudiée. Ainsi, l’image est une ombre projetée d’objets plus ou moins opaques aux faisceaux de radiation qui les pénètrent. L’image radiologique est donc la représentation sur un plan à deux dimensions d’un volume et d’une épaisseur complexes.

On peut juger de la qualité de l’image sur différents critères : la fidélité, le contraste, la définition et la résolution spatiale.

La fidélité se rapporte aux règles d’optique radiologique qui peuvent être à l’origine d’un agrandissement ou d’une déformation géométrique de la structure étudiée. Par exemple, la radiographie thoracique est réalisée en plaçant la face antérieure du sujet contre la cassette et le tube à rayons X à distance pour éviter un trop fort agrandissement de la silhouette cardiaque : on parle d’incidence postéro-antérieure. À l’inverse, quand on réalise une radiographie du thorax au lit du malade parce qu’il est trop fatigué, on glisse la cassette sous le malade. L’incidence est donc antéropostérieure et la silhouette cardiaque artificiellement agrandie ne peut être correctement interprétée. C’est l’exemple le plus caractéristique de déformation géométrique.

Le contraste qualifie la différence de densité optique entre deux régions voisines de l’image radiologique. C’est lui qui permet sur une image radiologique de différencier deux structures de densités différentes. En radiologie classique, le contraste n’est pas très marqué.

La définition caractérise la netteté de l’image. Comme en photographie, une image est nette lorsqu’on a minimisé l’ensemble des sources de flou ; ce peut être un flou géométrique (déformation de la structure étudiée), un flou cinétique (déplacement pendant l’exposition), un flou diffusé, lié à la présence de rayonnement X diffusé secondaire émis par l’objet radiographié.

Enfin, la résolution spatiale caractérise la plus petite distance que l’on peut observer entre deux objets. La radiologie classique peu contrastée est au contraire caractérisée par une résolution spatiale d’excellente qualité.

L’utilisation en radiologie conventionnelle du tube à rayons X vise à obtenir une image optimale. On peut ainsi régler la différence de potentiel, tension d’accélération des électrons mesurée en kilovolts qui détermine l’énergie et le pouvoir de pénétration des rayons X. À haute tension, les rayons X sont plus pénétrants mais le contraste diminue. À basse tension, les rayons X sont moins pénétrants, mais le contraste augmente. Parallèlement, on peut régler l’intensité du filament en milliampères et le temps de pose en secondes. On comprend facilement que la dose délivrée et donc le noircissement dépendent de la quantité de photons produits par unité de temps et du temps de pose. Parallèlement, on cherche à diminuer le rayonnement diffusé par l’utilisation de diaphragme, de localisateur et de grille antidiffusante. On vise à amoindrir la déformation de l’image en fonction des caractéristiques géométriques de l’installation et on gère l’agrandissement de l’image.

Détection de l’image radiante

Pour obtenir une représentation anatomique de la région étudiée, il faut se servir de détecteurs de rayons X. Parmi eux, il faut distinguer les détecteurs travaillant en mode statique qui permettent d’obtenir un cliché radiographique, des détecteurs qui permettent de réaliser des études dynamiques et une étude scopique. Il faut également différencier les technologies analogiques les plus anciennes des technologies numériques.

En technologie analogique, on se sert de la technique très ancienne (du début du XX^e siècle) du couple écran/film. Il s’agit effectivement d’associer à un film sensible, tout à fait comparable au film photographique, un écran renforçateur permettant d’améliorer la sensibilité du système. Lorsque le rayonnement X atteint les cristaux de bromure d’argent contenus dans l’émulsion du film, il se forme une image qui, une fois développée comme tout autre film photographique, apparaît sous la forme d’une échelle de nuances lumineuses allant par niveaux de gris du blanc au noir. Les zones du film atteintes par le rayonnement X apparaissent en noir. Au contraire, les zones moins facilement traversées par les rayonnements X, comme les os, apparaissent en blanc. On parle ainsi de zones radiotransparentes qui apparaissent en noir, facilement traversées par les rayons X, et au contraire de zones radio-opaques qui apparaissent en blanc, lorsqu’une structure a plus nettement arrêté les rayons X.

En technologie numérique, il existe plusieurs systèmes de détection des rayons X. L’amplificateur de luminance permet des acquisitions statiques (image figée) mais aussi une procédure radiologique dynamique, par exemple la progression d’un produit de contraste ingéré au sein de l’œsophage et de l’estomac.

Les écrans radioluminescents à mémoire, encore appelés plaques photostimulables, représentent la version numérique du couple écran/film conventionnel. Comme le couple écran/film conventionnel, ils se présentent sous la forme de cassettes contenant les informations sous une forme numérique.

Les capteurs plans sont actuellement les détecteurs à rayons X les plus aboutis. Qu’il s’agisse de capteur plan à conversion directe ou de capteur plan à conversion indirecte, leur objectif est de transformer directement les rayons X en signaux électriques à l’origine de l’image numérique. À l’heure actuelle, toutes les installations de radiologie récentes sont numériques. Les capteurs plans devraient à terme être utilisés de façon systématique et faire disparaître l’utilisation des plaques photostimulables. Le couple écran/film analogique, vieux de plus d’un siècle, va quant à lui gagner les musées de la radiologie.

Ainsi en imagerie médicale, à l’instar de la technologie utilisée pour les objets de grande consommation, on tend à arriver, même pour la radiologie conventionnelle, à une imagerie tout numérique.

L’un des principaux avantages de cette numérisation de l’image tient à ce qu’elle donne accès à des techniques simples de traitement permettant de modifier et d’améliorer le rendu final. On peut, par exemple, en modifiant la largeur et le niveau de la fenêtre de visualisation, modifier le contraste et la luminosité d’une image. On peut encore réaliser des filtrages afin d’améliorer le contraste ou la résolution spatiale. Il est également possible d’utiliser des outils simples permettant des mesures de distance ou d’angle qui peuvent être utilisées en pratique orthopédique notamment. Cette numérisation bouleverse aussi complètement le système d’archivage et de diffusion des images qui se fait maintenant par l’intermédiaire de systèmes d’archivage et de communication numérique (PACS, picture archiving and communication system), autorisant la conservation sous un format inaliénable de l’ensemble des documents radiologiques du patient.

Formation de l’image radiographique

L’image radiographique correspond donc à la projection sur un plan à deux dimensions du faisceau de rayons X après qu’il a traversé la région anatomique examinée à trois dimensions. Ce sont donc les différentes zones d’atténuation aux rayons X qui déterminent l’image, cette atténuation étant en rapport avec l’épaisseur et la densité des différentes régions traversées. Ainsi, l’image radiographique n’est qu’une représentation planaire de tout un volume, un peu comme l’ombre projetée au sol d’un volume exposé par le soleil. Il existe en quelque sorte une addition de l’ensemble des structures traversées par les rayons X, cette superposition intéressant toutes les structures placées entre le tube et le film. C’est la raison pour laquelle il n’est pas possible sur un seul cliché de déterminer la situation respective de plusieurs structures. Par exemple, on peut visualiser sur une radiographie du thorax de face une opacité pulmonaire, mais il n’est pas possible de savoir si le nodule est dans la région antérieure, moyenne ou postérieure du champ pulmonaire. Parallèlement, il est possible sur une radiographie du thorax de profil de voir un nodule pulmonaire, mais pas de savoir si ce nodule est situé au niveau du poumon droit ou du poumon gauche, puisque sur le cliché de profil les poumons droit et gauche se projettent au même endroit. En revanche, en comparant les résultats de la radiographie du thorax de face et de profil, on peut savoir si le nodule est situé au niveau du champ pulmonaire droit ou gauche et s’il est situé en avant, dans la partie moyenne ou la partie postérieure du poumon intéressé.

L’atténuation du faisceau de rayons X dépend de l’épaisseur du tissu traversé et de la densité du tissu traversé. En radiographie conventionnelle, il existe dans le corps humain quatre densités fondamentales (fig. 1.2) :

Fig. 1.2 Radiographie du thorax de face.

Sur cette radiographie sont représentées les quatre densités fondamentales. La densité calcique caractérise l’appareil squelettique au niveau des côtes, des scapulas, des vertèbres et des humérus. La densité hydrique caractérise les différents parenchymes, par exemple l’appareil musculaire, la silhouette cardiaque et le parenchyme hépatique. La densité graisseuse, un peu inférieure à la densité hydrique, est visualisée ici au niveau du tissu cellulaire sous-cutané, par exemple au niveau de la paroi thoracique et des régions sus-claviculaires. La densité aérique est retrouvée au niveau des champs pulmonaires.

Sur ce cliché, on observe un surcroît d’opacité en projection des glandes mammaires, mais on ne peut distinguer la limite supérieure des seins. À l’inverse, au niveau de la partie inférieure des seins, au niveau du sillon sous-mammaire, on visualise très correctement les bords inférieurs des seins droit et gauche.

Ainsi, les structures de densité calcique sont les plus denses en radiographie classique. Elles apparaissent en blanc sur le cliché. Au contraire, les structures de densité aérique sont les moins denses et apparaissent en noir sur le cliché. Les différents organes de densité hydrique apparaissent en gris et la graisse qui entoure certains d’entre eux est un peu moins dense et est représentée dans un gris un peu plus foncé (voir fig. 1.2). De plus, pour que la séparation entre deux plages de densités différentes soit visible sur un cliché radiographique, il faut que la variation de densité se fasse de façon abrupte (avec présence d’un bord). Ainsi, pour visualiser le bord entre deux structures, il faut que l’épaisseur ou la densité varient de façon brutale. C’est la raison pour laquelle sur un cliché de thorax chez la femme, l’opacité des seins est visible sous la forme d’un surcroît d’opacité (l’image est plus blanche à ce niveau). En effet, les rayons X traversent une épaisseur tissulaire plus importante à travers les seins. Mais si l’on perçoit le surcroît d’opacité, on ne peut voir la limite supérieure des seins dont le raccordement se fait en pente douce avec la paroi thoracique. Au contraire, à la partie inférieure du sein au niveau du sillon sous-mammaire, il existe une variation brutale d’épaisseur entre le sein et la paroi thoracique sous-jacente, et on visualise le bord inférieur des seins (voir fig. 1.2). Parallèlement, après une mammectomie unilatérale, il existe une différence de densité entre les deux côtés, avec une clarté du côté du sein opéré, puisque les rayons X traversent moins d’épaisseur.

C’est cette condition de variation brutale de la densité ou de l’épaisseur nécessaire à la formation d’un bord en radiographie classique qui explique le très classique signe de la silhouette permettant parfois de localiser une opacité anormale. S’il existe une opacité située dans le lobe moyen au contact de la silhouette cardiaque (structures de même densité hydrique), il n’existe pas de variation brutale de la densité ou de l’épaisseur entre l’opacité et la silhouette cardiaque. Ainsi, on ne peut voir la limite de l’opacité qui vient effacer le bord du cœur. Les opacités se confondent sans être séparées par un bord, telle l’ombre unique projetée au sol d’un cavalier et de son cheval exposés au soleil.

Au contraire, si cette opacité est située au niveau du lobe inférieur droit qui n’est pas au contact du cœur, elle est cernée d’air et on visualise donc la limite interne de l’opacité qui n’efface pas le bord du cœur. Ce signe de la silhouette permet donc parfois de localiser une opacité. Ainsi, une pneumopathie qui se traduit par une condensation pulmonaire du lobe moyen droit efface le bord du cœur, alors qu’une pneumopathie du lobe inférieur droit n’efface pas le bord du cœur. On peut donc, sans réaliser de cliché de profil, en appliquant cette règle simple, localiser une pneumopathie développée aux dépens de la partie inférieure du poumon droit. Ainsi, en radiologie classique, on décrit les images anormales sous la forme de surcroît d’opacité ; on parle aussi d’opacité en cas d’image anormalement dense par rapport à l’environnement. On précise la densité de l’opacité en question (par exemple opacité de densité hydrique), ses dimensions, ses limites et l’éventuel effacement d’une structure de voisinage. On décrirait, par exemple pour une pneumopathie du lobe moyen droit, une opacité triangulaire, de densité hydrique, mal limitée, effaçant le bord droit du cœur.

À l’inverse, pour une image anormalement radiotransparente, trop claire, on parle d’hyperclarté. C’est par exemple sous la forme d’une hyperclarté que se traduit un pneumothorax.

Indications et limites

La radiographie classique reste largement utilisée et garde toute sa place, notamment dans les domaines des pathologies respiratoire, musculosquelettique et sénologique (mammographie). Le cliché radiographique du thorax reste l’examen de première intention, notamment pour l’exploration d’une dyspnée.

Cependant, le cliché d’abdomen sans préparation, même s’il n’a pas complètement disparu, a perdu la quasi-totalité de ses indications.

La radiographie classique reste également largement utilisée en matière de pathologie ostéo-articulaire, de pathologie traumatique bien entendu, mais également de pathologie articulaire. En revanche, les classiques radiographies du crâne de face et de profil ont complètement disparu dans l’évaluation de la pathologie traumatique craniocérébrale. Il n’existe plus aucune indication à réaliser cet examen en cas de traumatisme. Le scanner permet d’analyser à la fois le contenant, mais surtout le contenu.

En sénologie, la mammographie reste un examen incontournable.

En radiologie classique, les examens réalisés avec injection ou ingestion d’un produit de contraste ont également très largement diminué.

Les examens comprenant une opacification digestive, par ingestion d’un produit de contraste : transit œsogastroduodénal, transit du grêle, ou par lavement opaque pour étudier le cadre colique, ont presque complètement disparu pour être remplacés par les examens d’endoscopie. C’est la raison pour laquelle la riche sémiologie établie et décrite pour les examens d’opacification digestive n’est quasiment plus utilisée.

On rappelle pour mémoire qu’on utilisait le terme d’image d’addition lorsqu’il existait un surcroît anormal de remplissage par le produit de contraste d’une structure en dehors d’une lumière digestive. L’exemple type en est un diverticule rempli de façon anormale par le produit de contraste. À l’inverse, on parlait d’image de soustraction en cas de défaut de remplissage d’une cavité remplie par le produit de contraste, l’exemple le plus caractéristique étant un polype se traduisant sous la forme d’image de soustraction au sein de la lumière colique.

L’urographie intraveineuse qui consistait à analyser les reins, les cavités pyélocalicielles et l’appareil excréteur par l’injection intraveineuse d’un produit de contraste éliminé par le système rénal a également presque complètement disparu. Elle a été remplacée par l’échographie, parfois complétée par un scanner ou une IRM.

Les artériographies et les phlébographies réalisées après injection d’un produit de contraste hydrosoluble au sein des artères ou des veines ont disparu. Elles ont été remplacées par l’échographie, la tomodensitométrie ou l’IRM. Elles sont encore réalisées, mais dans un but thérapeutique, et constituent le premier temps de certains actes de radiologie interventionnelle vasculaire.

La myélographie qui consistait à opacifier le liquide cérébrospinal pour visualiser moelle et racines a été remplacée par le scanner et l’IRM.

Finalement, il ne reste de l’hystérographie qui consiste à analyser le contenu utérin après injection d’un produit de contraste par le col que l’analyse de la perméabilité tubaire dans les bilans d’infertilité.

Avec l’apparition des différents types d’imagerie en coupe, on a vu ces trente dernières années disparaître de nombreux examens de radiologie classique. Même s’il existe, lorsque le problème paraît d’emblée complexe, la possibilité de réaliser immédiatement un scanner ou une IRM, il n’en est pas moins vrai que, de par leur simplicité, la radiographie thoracique, la mammographie et la radiographie du système squelettique restent encore très largement utilisées.

En pratique

Avant toute prescription d’un examen radiologique même simple, il est indispensable de bien déterminer ce que l’on attend de ce dernier. Il n’est pas utile de décrire précisément les incidences désirées, et il est beaucoup plus utile de décrire précisément les questions posées. En fonction de ces données, c’est le radiologue qui choisira les meilleures incidences adaptées à la résolution de la question clinique posée. La principale précaution à prendre est de vérifier, s’il s’agit d’une femme, qu’elle n’est pas enceinte. Cette précaution doit être exercée conjointement par le prescripteur et le radiologue. Si la patiente peut être en début de grossesse, il faut toujours se demander si l’on ne peut différer l’examen.

Formation de l’image tomodensitométrique

La radiologie conventionnelle donne de la région explorée une projection plane bidimensionnelle représentant la superposition de l’ensemble des structures traversées par le faisceau de rayons X. Cette superposition de l’ensemble de la projection des structures entraîne évidemment une perte d’informations très importante.

Bien avant la mise au point de la tomodensitométrie (TDM), une technique tomographique avait été proposée. Elle impliquait un déplacement concomitant du tube de rayons X et du film radiographique pour n’extraire les renseignements radiographiques que d’une couche prédéterminée, en éliminant les autres couches par flou cinétique. Cette technique permettait certes d’étudier une épaisseur de coupe moins épaisse, mais restait très limitée par un contraste de mauvaise qualité.

La tomodensitométrie réalise une véritable image en coupe, en utilisant un tube à rayons X et un ensemble de détecteurs qui tournent autour du sujet à examiner pour obtenir de multiples profils d’atténuation obtenus à des angles de rotation différents. Un très puissant système informatique permet de reconstruire les valeurs d’atténuation, voxel par voxel, pour obtenir une image en coupe très fine et contrastée.

Physiquement, le tomodensitomètre est donc constitué d’un ou de plusieurs tubes à rayons X, de détecteurs multiples souvent organisés en plusieurs couronnes et d’un lit d’examen qui se déplace de façon continue pendant la rotation du tube. À l’origine, le premier scanner, développé au début des années 1970, couplait un tube à rayons X à un détecteur unique et l’exploration comportait une translation puis une rotation (encadré 1.2). On a rapidement augmenté le nombre de détecteurs, puis on est passé à un système de rotation unique. Les coupes étaient alors acquises de façon itérative avec déplacements successifs du lit d’examen après chaque coupe. C’est au début des années 1990 qu’est apparue la technique de rotation continue qui permettait une amélioration considérable du temps d’acquisition, le système tubes-détecteurs tournant de façon continue, pendant le déplacement du lit. La dernière innovation a été de multiplier le nombre de détecteurs en réalisant des scanners multibarrettes, chaque barrette comportant l’ensemble des détecteurs, et donc d’acquérir simultanément autant de coupes que de barrettes. À l’heure actuelle, il existe des appareils contenant jusqu’à 320 barrettes, c’est-à-dire permettant d’obtenir 320 coupes en une seule rotation. La majorité des scanners actuels contient de 16 à 128 barrettes et permet l’exploration du corps entier en quelques secondes d’acquisition. Ces appareils permettent une acquisition volumique qui ouvre la voie aux techniques de détection automatisée par ordinateur (encadré 1.3) et de post-traitement (encadré 1.4).

Plus récemment encore sont arrivés des scanners mode biénergie permettant l’acquisition de deux images, à deux tensions différentes. À partir de ces images natives, on peut reconstruire une image virtuelle correspondant à une tension quelconque du tube à rayons X, ouvrant la voie à des caractérisations tissulaires plus aisées. Il est alors possible, à l’aide d’ordinateurs très puissants, de calculer la densité élémentaire (on devrait parler de coefficient d’atténuation) de chaque pixel de la matrice. En fonction de sa densité, chaque pixel est représenté sur l’image par une certaine valeur dans l’échelle des gris. L’échelle de Hounsfield classe les tissus en tenant compte de leur coefficient d’atténuation (densité) dont la limite inférieure est de –1 000 UH (unités Hounsfield), ce qui correspond à l’air, et la limite supérieure à 1 000 UH ou plus, ce qui correspond à la corticale osseuse. Ainsi, les structures peu denses, comme le parenchyme pulmonaire, se situent dans la partie négative de l’échelle (–400 à –800 UH), et la plupart des parenchymes (foie, rate, cerveau) ont des valeurs qui varient entre 20 et 100 UH. Les tissus graisseux ont une densité négative de l’ordre de –50 à –100 UH. Les structures denses (os et calcification) ont des densités élevées, de plusieurs centaines à plusieurs milliers d’unités Hounsfield. Ainsi, l’échelle de Hounsfield peut être composée de plusieurs milliers d’unités correspondant à plusieurs milliers de niveaux de gris différents (fig. 1.4a). Malheureusement, l’œil humain n’est capable de distinguer qu’une vingtaine de niveaux de gris. Autrement dit, si l’échelle de gris était répartie sur l’ensemble de l’échelle de Hounsfield, les tissus mous et notamment les lésions développées au sein d’organes pleins ne seraient pas discernés par l’œil par manque de contraste. C’est la raison pour laquelle en scanner on n’attribue l’échelle de gris qu’à une portion spécifique de l’échelle de Hounsfield afin de pouvoir étudier les tissus souhaités. Ce processus d’analyse des images est appelé fenêtrage. Le fenêtrage permet d’attribuer l’ensemble de la gamme des niveaux de gris à la région d’intérêt. Une fenêtre d’examen est déterminée par son niveau, qui définit le centre de la fenêtre, et par sa largeur, qui détermine l’ensemble des structures de densités différentes que l’on peut étudier. On le voit sur la coupe sous forme de lettres figurant au bas de l’image : « C » pour centre et « L » pour largeur (ou « C » pour center et « W » pour width). On distingue trois grandes variétés de fenêtrage :

Fig. 1.3 Fracture du col de l’humérus.

(a) Avec les tomodensitomètres modernes, l’acquisition se fait en coupes fines afin de permettre des reconstructions.

(b) La reconstruction multiplanaire MPR (multiplanar reconstruction) permet d’obtenir des coupes dans les trois plans de l’espace. Dans ce cas, on peut analyser la bascule de la tête de l’humérus par rapport à la diaphyse.

(c) La reconstruction en rendu de volume (volume rendering technique) permet d’obtenir une vue globale de l’humérus, de la scapula et de l’articulation glénohumérale.

Fig. 1.4 (a) Échelle de Hounsfield. L’échelle de Hounsfield classe les tissus en tenant compte de leur coefficient d’atténuation dont la limite inférieure de –1 000 UH correspond à l’air, et la limite supérieure qui dépasse 1 000 UH correspond à la corticale osseuse. L’eau a un coefficient d’atténuation nul. La plupart des parenchymes ont des valeurs qui varient entre 20 et 100 unités. Les tissus graisseux ont une densité négative de –50 à –100 UH.

(b) Fenêtre dite tissulaire. Le niveau de la fenêtre est adapté au niveau moyen des parenchymes solides. Sa largeur est étroite afin de pouvoir mettre en évidence de petites différences de densité. Par exemple, on visualise bien les vaisseaux du médiastin au sein de la graisse médiastinale et on repère facilement le centre graisseux d’un ganglion médiastinal normal.

(c) Fenêtre pulmonaire. Cette fenêtre a un niveau bas, qui se situe dans la portion négative de l’échelle de Hounsfield, et une largeur étendue. Avec cette fenêtre pulmonaire, on peut distinguer, au sein des champs pulmonaires, les vaisseaux pulmonaires et de l’air contenu dans les alvéoles. Cette distinction n’était pas possible sur la fenêtre tissulaire.

(d) En fenêtre osseuse, on utilise un niveau élevé et une fenêtre large. Cette fenêtre est mieux adaptée pour différencier l’os spongieux de l’os compact. On repère ici des lésions osseuses dégénératives banales.

Ainsi, quand on réalise un examen tomodensitométrique du thorax, on peut être amené à l’analyser avec les trois fenêtres différentes. La première permet d’étudier finement les détails du médiastin, qui sont de densité tissulaire. La deuxième, la fenêtre pulmonaire, permet d’analyser le parenchyme pulmonaire. Et la troisième, la fenêtre osseuse, permet de chercher une lésion osseuse associée.

Critères de qualité des images tomodensitométriques

La qualité d’une image tomodensitométrique peut s’exprimer en termes de résolution spatiale, de résolution en densité et de résolution temporelle.

C’est la résolution spatiale qui permet de visualiser des structures de très petite taille et de discriminer des objets très proches. Elle dépend principalement de la taille du pixel et de l’épaisseur de coupe. Plus le pixel est petit et plus l’épaisseur de coupe est fine, plus la résolution spatiale à qualité d’acquisition constante est de bonne qualité.

La résolution en contraste permet de différencier deux tissus de densités différentes. La résolution en contraste peut être augmentée par le volume du voxel, mais alors on diminue la résolution spatiale, ou par l’augmentation de la dose délivrée par voxel, mais on reste limité par l’irradiation et la dose délivrée au patient.

La résolution temporelle est particulièrement importante pour les organes en mouvement et directement corrélée à la vitesse d’acquisition des images. À l’heure actuelle, la vitesse d’acquisition permet de faire disparaître les artéfacts de mouvement, sauf au niveau du cœur qui nécessite, si l’on veut l’étudier très finement, une synchronisation de l’acquisition aux battements du cœur.

D’une manière générale, la tomodensitométrie est caractérisée par une résolution spatiale d’excellente qualité mais par une résolution en contraste relativement pauvre en dehors du parenchyme pulmonaire. C’est la raison pour laquelle on se sert dans de nombreuses indications de l’injection d’un produit de contraste hydrosoluble qui permet la visualisation des vaisseaux et l’analyse de la prise de contraste des différents parenchymes. Il est possible de réaliser des acquisitions au temps artériel ou au temps tardif après injection.

Dès lors, la sémiologie tomodensitométrique s’enrichit : outre la description des modifications de l’anatomie normale et de la densité spontanée de la lésion par rapport au parenchyme de voisinage et son homogénéité ou son hétérogénéité, on peut également décrire sa prise de contraste au temps artériel, veineux ou au temps tardif.

C’est pourquoi en sémiologie tomodensitométrique on décrit la forme, les dimensions de l’image anormale, son homogénéité ou son hétérogénéité, et sa densité spontanée que l’on peut mesurer et exprimer en unités Hounsfield. On parle ainsi d’image hyperdense pour les images plus denses que l’environnement (c’est quelque peu un abus de langage, on devrait parler d’image hyperatténuante) ou d’image hypodense (on devrait utiliser le terme hypo-atténuante), et on décrit également l’existence d’un rehaussement au temps précoce ou au temps tardif après injection.

En matière de tomodensitométrie, la dosimétrie est un sujet de très haut intérêt. De nombreuses publications ont évoqué clairement le risque des examens tomodensitométriques en termes d’irradiation et de possible exposition à un risque carcinogène. Ainsi, l’ensemble des constructeurs ont mis au point des dispositifs de réduction de l’exposition. Très simplement, on peut utiliser des protocoles d’exploration à tension réduite (basse dose) pour les enfants et les personnes de faible corpulence. Il est aussi possible de moduler l’exposition sur l’axe z et au sein de chaque coupe, mais il est surtout logique de limiter les acquisitions et la réalisation des scanners en général, à ce qui est indispensable. L’ensemble de ces pratiques respecte le consensus ALARA (as low as reasonably achievable), autrement dit aussi bas qu’il est raisonnablement possible. C’est également la raison pour laquelle il est obligatoire de suivre la traçabilité des zones délivrées lors des examens. La dose délivrée au patient, généralement exprimée sous la forme du produit dose/longueur (PDL), doit être indiquée à la fin de chaque compte rendu.

Mais plus généralement, comme il est facile de nos jours d’obtenir un rendez-vous d’examen tomodensitométrique, il faut absolument réfléchir à la réelle utilité de cet examen et toujours se demander s’il ne peut pas être remplacé par un examen non irradiant, une échographie ou une IRM, ce qui est bien souvent le cas.

De ce qui a été écrit plus haut, il faut retenir que le scanner est caractérisé par une résolution spatiale de très bonne qualité, mais par un contraste spontané de médiocre qualité et par un caractère naturellement irradiant. Le développement d’appareils échographiques haut de gamme et la généralisation d’installation de systèmes d’IRM qui permettent des examens de plus en plus rapides font penser que, dans les années à venir, de nombreuses indications tomodensitométriques seront remplacées par l’IRM. Il est cependant vraisemblable que l’examen tomodensitométrique reste une imagerie radiologique utile. La rapidité des acquisitions la dédie par exemple naturellement aux examens réalisés en urgence.

En pratique

Avant toute prescription d’un examen tomodensitométrique, il est indispensable de bien déterminer ce que l’on attend de l’examen et s’il est bien justifié. Il n’est pas nécessaire de préciser la technique requise (coupes fines, reconstructions, injection de produit de contraste, etc.). Il est beaucoup plus utile de décrire précisément ce que l’on attend de l’examen. En fonction de ces données, c’est le radiologue qui choisira le protocole adapté à la résolution de la question clinique posée. Il existe plusieurs précautions à prendre avant la réalisation d’un examen tomodensitométrique. Il faut vérifier que la patiente n’est pas enceinte et que le sujet ne présente pas de facteurs de risque l’exposant à une possible néphrotoxicité des produits de contraste : insuffisance rénale préexistante, diabète, myélome, prise d’un médicament néphrotoxique et, plus généralement, grand âge. Si c’est le cas, il faut vérifier que le taux de créatinine sérique est normal. Il faut enfin s’assurer que le patient n’a pas présenté une réaction d’hypersensibilité grave lors de l’injection antérieure d’un produit de contraste iodé. L’ensemble de ces précautions doit être exercé conjointement par le prescripteur et le radiologue. Enfin, il faut expliquer au patient que le classique jeûne strict de 12 heures avant l’injection d’un produit de contraste n’est pas utile et qu’au contraire, il doit s’hydrater et prendre ses médicaments habituels.

Formation de l’image échographique

L’échographie et l’effet Doppler sont des techniques d’imagerie qui exploitent le phénomène de réflexion des ondes ultrasonores. Il s’agit donc d’une technique qui ne comporte aucun des risques des explorations faites avec les rayons X puisqu’elle n’utilise pas de radiations ionisantes. D’où l’intérêt de l’échographie, notamment chez la femme enceinte, et l’utilisation progressive du terme imagerie médicale plutôt que radiologie, puisqu’à côté de techniques utilisant les rayons X (radiologie classique, tomodensitométrie), d’autres, telles que l’échographie ou l’IRM, ne font pas appel aux radiations ionisantes.

Les ultrasons sont des ondes acoustiques à l’origine de vibrations mécaniques qui provoquent des variations de pression dans les milieux traversés. Le principe est donc la propagation d’une énergie mécanique dans le milieu exploré. Ainsi, la vitesse de la propagation au sein de ce milieu dépend de sa rigidité et de sa densité. Au fur et à mesure de leur traversée de l’organisme, ces ultrasons vont pénétrer différents milieux qui réfléchissent l’onde ultrasonore dès qu’un obstacle est rencontré. C’est cette réflexion des ondes ultrasonores sur les différentes interfaces qui va être à l’origine du signal. Ainsi, à chaque séparation entre deux milieux de propriétés acoustiques différentes, une partie de l’énergie continue à progresser dans le sens d’émission du faisceau, et le reste est réfléchi par l’interface et détecté par la sonde qui est à la fois émettrice et réceptrice.

Une onde ultrasonore est caractérisée par sa fréquence, c’est-à-dire le nombre de fois où l’émission périodique se reproduit par unité de temps. Elle correspond donc au nombre de variations de pression par seconde et s’exprime en hertz. En imagerie médicale, on utilise des sondes de 2 à 20 mégahertz.

Les ondes ultrasonores à fréquence faible ont pour caractéristique de pénétrer largement pour une exploration en profondeur. Au contraire, les ondes ultrasonores à fréquence élevée ont une pénétration faible en profondeur. La réflexion de l’onde ultrasonore se produit sur l’interface acoustique, c’est-à-dire sur une frontière entre deux milieux d’impédance acoustique (d’élasticité) différente. C’est cette réflexion de l’onde ultrasonore à chaque interface qui est à la base de la formation de l’image. Cependant, il ne faut pas qu’elle soit trop importante : par exemple, au contact de l’air, il existe une réflexion de 99 % qui ne permet pas aux ultrasons de pénétrer et d’obtenir une image. C’est la raison pour laquelle on se sert, pour éviter l’interposition d’air entre la sonde échographique et le corps étudié, d’un gel échographique (correspondant à de l’eau gélifiée) qui, interposé entre la sonde et le corps, empêche une réflexion trop importante au niveau de la peau. La sonde échographique, ou transducteur, émet les ultrasons en exploitant le phénomène de piézoélectricité. On se sert effectivement de céramique piézoélectrique qui émet une onde ultrasonore très brève lorsqu’elle est soumise à une impulsion électrique. Cette sonde émettrice est également réceptrice puisqu’elle est capable d’enregistrer les échos réfléchis par le corps étudié, qui seront à leur tour transformés en une impulsion électrique à l’origine du signal. Le retour des échos à la surface de la sonde se traduit par une vibration de la céramique qui génère un signal électrique dont l’intensité est proportionnelle à celle de l’écho. C’est ce signal électrique recueilli qui participe à la formation de l’image échographique.

En résumé, la sonde échographique transforme les impulsions électriques en vibrations mécaniques qui sont transmises dans le milieu exploré et réfléchies. C’est la réflexion des échos qui, réceptionnés à la surface de la sonde, provoque une vibration de la céramique à l’origine du signal électrique et de l’image échographique.

La réflexion au niveau d’une interface est d’autant plus élevée que la différence d’impédance (différence d’élasticité) entre les deux milieux est importante.

Ainsi, pour obtenir une exploration échographique de qualité, il faut d’abord déterminer la fréquence de la sonde, fréquence faible (3 à 5 MHz), pénétration suffisante pour une exploration en profondeur, ou fréquence élevée (7 à 12 MHz), exploration uniquement superficielle, mais avec une excellente résolution spatiale. Il faut également régler l’amplification globale des échos qui induit un gain de signal et l’amplification en profondeur. Effectivement, l’atténuation des échos varie avec la profondeur du tissu exploré. Plus les échos proviennent de structures profondes, moins leur intensité est élevée. C’est la raison pour laquelle il faut adapter le niveau d’amplification à chaque profondeur, c’est ce qui est fait par le réglage de la courbe de gain en profondeur. Il faut finalement éviter les interfaces caractérisées par une différence d’impédance trop importante (utilisation du gel échographique pour éviter la présence de bulles d’air entre la sonde et la peau, impossibilité d’étudier des structures directement situées derrière une composante osseuse) (fig. 1.5).

Fig. 1.5 Coupe échographique.

Cette coupe est sagittale, l’avant est en haut de l’image et l’arrière est en bas de l’image. On visualise en arrière une structure longitudinale anéchogène (noire sur l’image) qui correspond à la veine cave inférieure. Le parenchyme hépatique est homogène. Son échogénicité est régulière. On visualise au sein du parenchyme une veine hépatique en coupe longitudinale et des vaisseaux portes coupés transversalement.

À l’heure actuelle, l’échographie est réalisée en mode temps réel, c’est-à-dire que la sonde réalise un balayage automatique et cyclique de la zone à explorer qui est définie par le plan d’exploration dépendant de la position de la sonde par rapport à la région explorée. Ces sondes électroniques qui permettent un balayage automatique en temps réel peuvent avoir des configurations différentes – barrettes, planes, courbes –, ou une configuration annulaire qui autorise des coupes à partir de l’introduction de la sonde dans une des cavités du patient. Ainsi, il est possible de réaliser des échographies par voie endovaginale, transrectale, transœsophagienne, voire intravasculaire, en introduisant de toutes petites sondes à l’intérieur des vaisseaux. Plus récemment s’est développée l’échographie tridimensionnelle permettant l’acquisition de tout un volume. On parle même aujourd’hui d’acquisition quadridimensionnelle (4D), puisqu’il est possible d’obtenir l’acquisition d’un volume en temps réel.

L’échographie peut être associée à l’effet Doppler qui est défini par la variation des fréquences réfléchies quand la cible rencontrée par le faisceau ultrasonore se déplace. Ainsi, la différence entre la fréquence d’émission et la fréquence de réception définit la fréquence Doppler qui, dans le cadre d’un flux sanguin, se situe dans un spectre audible. Cette fréquence Doppler est donc directement dépendante de la vitesse du flux sanguin. Cet effet Doppler peut être exploité en mode pulsé, par l’émission régulière d’impulsions ultrasonores qui sont ensuite réceptionnées et analysées sous la forme d’un spectre de vitesse. Il est également possible d’analyser le signal Doppler en transformant les variations temporelles de vitesse en fluctuations colorimétriques. On parle de Doppler couleur ; par convention, en mode Doppler couleur, les flux qui se rapprochent de la sonde sont codés en rouge et ceux qui s’en éloignent en bleu. On peut ainsi superposer cette analyse colorimétrique à l’image échographique du même plan. L’analyse Doppler couleur permet de repérer rapidement les vaisseaux circulants (fig. 1.6).

Fig. 1.6 Examen écho-Doppler du foie.

Au sein de la fenêtre de visualisation, les vaisseaux circulant apparaissent en couleur. De plus, on peut positionner un curseur au sein de l’artère hépatique en avant du tronc porte. Le spectre recueilli au niveau du curseur montre un spectre artériel typique avec un pic de vitesse systolique et une vitesse diastolique plus basse.

Related posts:

6: Imagerie ostéo-articulaire 7: Imagerie du système nerveux 2: Imagerie digestive 4: Imagerie de la femme 3: Imagerie urinaire et imagerie de l’appareil génital masculin 5: Imagerie cardiorespiratoire

Stay updated, free articles. Join our Telegram channel

Join