FORMATION DE L IMAGE RADIOLOGIQUE

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1 FORMATION DE L IMAGE RADIOLOGIQUE DR ABDOULAYE TAYE UNIVERSITE ALIOUNE DIOP DE BAMBEY PRESENTATION AU SEMINAIRE DU JEUDI 15 AVIL 2014 À l hopital Abass NDAO

2 PLAN GENERAL OBJECTIFS INTRODUCTION NATURE, PRORIETES ET PRODUCTION DDES RAYONS X CONSTITUTION ET FONCTIONNEMENT D UN TUBE A RAYON X FORMATION DE L IMAGE LE SCANNER MEDICAL PARAMETRES D ACQUISITION ET DE RECONSTRUCTION

3 INTRODUCTION Il s agit dans cette partie du cours de décrire la formation de l image radiologique au moyen de l imagerie aux rayons X qui permet un grand nombre de réalisations radiodiagnostiques correspondant à des besoins différents : - radiologie courante osseuse ou pulmonaire - radiologie vasculaire - scannographie - mammographie - scopie pulsée ou graphie vasculaire Il s agit d étudier les facteurs qui influencent la qualite de l image tels que le rayonnement diffusé et les differents flous et les moyens de les éviter.

4 PRINCIPE DE LA RADIOGRAPHIE L absorption d un faisceau de rayons X homogène suivant les coefficients d atténuation des différentes structures anatomiques rencontrées résulte en une projection d'ombres portées qui forment l'image radiante. Le faisceau de RX émis se caractérise par : son énergie ε ou sa puissance P proportionnelle à l'intensité I du courant cathodique, au temps de pose t, au numéro atomique Z du métal de l'anode et au carré de la haute tension U. ε = K.I.t.Z.U 2 et P = K.I.Z.U 2 avec K= constante de qualité de l'appareil. sa dureté qui correspond au rayonnement dur composé de photons aux longueurs d'onde courtes plus pénétrants par opposition au rayonnement mou formé de photons aux grandes longueurs d'onde. sa direction, droite passant par le foyer et le centre de la fenêtre du tube appelée rayon directeur ou axe du faisceau et sa section perpendiculaire au rayon directeur et proportionnelle au carré de la distance au foyer.

5 PRINCIPE DE LA RADIOGRAPHIE

6 DIFFERENTES INTERACTIONS ENTRE PHOTONS ET MATIERE Effet COMPTON ou interactions avec les électrons périphériques Lorsqu'un faisceau de rayons X pénètre dans un milieu naturel, il se produit des interactions entre certains photons avec les atomes de la matière traversée. Il en résulte une atténuation du faisceau à la sortie. L effet Compton est l une de ces interactions qui se traduit par une diffusion du photon incident avec perte d'énergie. Au cours de l interaction, le photon incident d'énergie E, transfère une partie Ed de son énergie à un électron d'une couche périphérique et le reste Eph de l'énergie est diffusée sous la forme d'un photon appelé photon Compton. L'électron "cible" peut être projeté selon une direction faisant un angle avec la trajectoire incidente compris entre 0 et + ou 90 (choc frontal) alors que le photon Compton peut être diffusé à un angle compris entre 0 et + ou (choc tangentiel).

7 DIFFERENTES INTERACTIONS ENTRE PHOTONS ET MATIERE L'énergie transmise à l'électron est très faible par rapport à celle emportée par le photon diffusé. Les photons diffusés ou Compton partent dans toutes les directions de l'espace. La faible énergie cédée à l'électron est emportée sous forme d'énergie cinétique (l'énergie de liaison Wi est négligeable car il s'agit de couches périphériques) et absorbée par le milieu au voisinage du point où l'interaction s'est produit. Effet photoélectrique ou interactions avec les électrons profonds L effet photoélectrique est une interaction entre un photon et un électron. Le photon incident cède la totalité de son énergie à l'électron d une couche profonde d'un atome qui est éjecté avec une énergie cinétique égale à celle du photon incident diminuée de l'énergie de liaison. Cette interaction ne se produit que si l'énergie du photon (E) est supérieure à l'énergie de liaison (Wi) de l électron et elle est particulièrement fréquente lorsque leurs valeurs sont comparables. L'ionisation ou l'excitation de l'atome qui résulte de l interaction est responsable d'un rayonnement de fluorescence de faible énergie (car il s'agit de corps à numéro atomique peu élevé). La presque totalité de l'énergie est finalement absorbée par la matière environnante sous forme d'énergie cinétique et de liaison (de l'électron) ou de fluorescence.

8 DIFFERENTES INTERACTIONS ENTRE PHOTONS ET MATIERE Atténuation du faisceau Les différentes interactions entre les rayons X et la matière entraînent une diminution du nombre des photons et une modification du spectre énergétique du rayonnement X. Pour un rayonnement monochromatique, la diminution du nombre de photons est exprimée par la loi exponentielle décroissante d atténuation. Le coefficient d'atténuation μ = σ + τ représente la probabilité pour un photon d'énergie E de subir une interaction par unité d'épaisseur de matière traversée, le coefficient Compton σ est la probabilité pour un photon de subir une interaction Compton et le coefficient photoélectrique τ est la probabilité de subir une interaction photoélectrique. Le coefficient Compton est inversement proportionnel à E, proportionnel à la masse volumique mais ne dépend pratiquement pas de Z contrairement au coefficient photoélectrique qui, en outre, présente de brusques discontinuités en fonction de E au voisinage des énergies de liaison des couches profondes légèrement inférieures à E. Il existe deux domaines de prédominance correspondant à l'effet photoélectrique et à l'effet Compton en fonction de l'énergie. Le domaine où prédomine l'effet Compton est très étendu pour les éléments à numéro atomique léger mais étroit pour ceux à numéro atomique élevé et vice versa.

9 DIFFERENTES INTERACTIONS ENTRE PHOTONS ET MATIERE σ = kρ E, coefficient Compton ; σ = C i kρ Z 3 E 3, coefficient photoélectrique ; k : constante et Ci : constante de valeurs différentes suivant l énergie du faisceau E, ρ masse volumique. Les photons d un rayonnement incident polychromatique (μ1, μ2, μ3, etc...) de faible énergie sont en général plus fortement atténués que les photons plus énergétiques. On parle de filtration résultant en une modification du spectre énergétique du rayonnement X par un enrichissement relatif du faisceau en composantes plus énergétiques. L'atténuation est rapide au début du fait de la disparition des composantes spectrales les moins énergétiques.

10 CARACTERISTIQUES DE L IMAGE RADIANTE Le faisceau de RX atténué et modifié à la traversée du milieu représente l image radiante.

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13 CARACTERISTIQUES DE L IMAGE RADIANTE L'énergie des photons incidents, le numéro atomique, la masse volumique, les différences d'épaisseur et l'épaisseur totale traversée jouent un rôle important sur le contraste de l'image radiante. Plus les différences d'épaisseur et l'épaisseur totale traversée sont importantes, plus les différences d'atténuation sont faibles. En basse tension, l'énergie des photons est faible, donc l'effet photoélectrique prédomine et l'atténuation est proportionnelle à Z3. Le contraste est donc très marqué entre l'os et les tissus mous car les numéros atomiques sont très différents. En haute tension, la prédominance de l'effet Compton explique que la masse volumique devienne le facteur de contraste principal. Comme les masses volumiques de l'os (1,8) et des tissus mous (1) sont assez voisines, c'est deux tissus ne génèrent qu'un faible contraste.

14 CARACTERISTIQUES DE L IMAGE RADIANTE Image radiante

15 CARACTERISTIQUES DE L IMAGE RADIANTE Rayonnement diffusé Des photons secondaires diffusés sont émis dans toutes les directions de l'espace lors des interactions entre le rayonnement incident et l'organisme. Ces photons produits à l intérieur du corps du patient sont le plus souvent des photons Compton mais rarement des photons de fluorescence. Lorsque ces photons traversent l organisme, ils participent à la formation de l image radiante qu ils contribuent à embrouiller en diminuant le contraste puisqu ils ne sont pas porteurs d'information radio-anatomique. Le rayonnement diffusé se manifeste par une ombre à la périphérie de l image de chaque organe, altérant le contraste et la définition de l image. Le numéro atomique, l'épaisseur traversée, la section et l'énergie du faisceau incident constituent différents facteurs qui agissent sur le rayonnement diffusé : - Une grande section du faisceau de rayonnement X incident provoque un accroissement du rayonnement diffusé. - Une grande épaisseur traversée liée à l augmentation du volume où se produisent les interactions, fait accroitre le diffusé de manière très importante. - Des photons incidents énergétiques provoquent un phénomène de diffusion très accentué du fait de la prédominance de l'effet Compton en haute tension.

16 CARACTERISTIQUES DE L IMAGE RADIANTE - Les tissus mous à numéro atomique faible sont les milieux où se produisent abondamment la formation du rayonnement diffusé car les effets Compton y sont plus fréquents.

17 FORMATION GEOMETRIQUE DES IMAGES Loi des projections coniques L'image radiologique est l ombre projetée d une structure anatomique plus ou moins opaque à la radiation qui l éclaire. La projection de l'image radiologique obéit à des lois géométriques simples. Voici 6 règles d optique radiologique.

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21 FORMATION GEOMETRIQUE DES IMAGES L'image d'un objet est plus grande que l'objet lui-même. - Agrandissement : l'image d'un organe, sur une section perpendiculaire au rayon directeur est agrandie. Cet agrandissement est d'autant plus grand que l'organe est plus près du foyer pour une distance foyer-plan de projection donnée. Le rapport d'agrandissement ou de magnification M est donné par la : M=l/(l-h), où l est la distance entre le foyer et le plan de projection et h est la distance entre l organe (l objet) et le plan de projection. - Déformation : lorsque le rayon directeur est oblique par rapport au plan de référence de l'organe, l'image projetée est déformée. L'angle que fait le rayon directeur avec l'organe s'appelle angle d'incidence alors que l'angle que fait le rayon directeur avec le plan de projection s'appelle angle de projection. Si ces deux angles sont égaux, l'image de l'objet n'est pas déformée (plan de référence de l'organe parallèle au plan de projection). Loi de confusion des plans L'image projetée n'est pas celle d'un plan mais d'un volume : il y a confusion dans le plan de projection d'images de structures appartenant à des plans différents. Ce problème sera résolu par la tomographie au scanner.

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24 FORMATION GEOMETRIQUE DES IMAGES Flou cinétique Les contours de l image d une structure radiographiée animée d'un mouvement durant le temps d'exposition sont affectés d'un flou. Le flou cinétique est proportionnel à la vitesse du déplacement et au temps de pose. L image d un cœur radiographié qui bouge à la vitesse moyenne de 40cm/s présente, par exemple, un flou de 4mm sur ses bords pour un temps de pose de 0,01s. Flou du détecteur Il est dû au parcours des électrons dans le détecteur et à la réabsorption des photons de fluorescence K.

25 C'est l'ensemble des processus techniques pour améliorer la qualité de l'image radiante qui repose sur quatre paramètres : la fidélité, le contraste, la netteté et la résolution spatiale. La fidélité Pour avoir une image fidèle d un objet il faut tenir compte des règles d optique radiologique pour éviter les incidences néfastes telles que l inclinaison du tube ou le positionnement du patient sur la qualité de l image.

26 Filtration La filtration vise à homogénéiser les contrastes d une région anatomique présentant de forts écarts de densité ou d épaisseurs. Une partie des photons énergétiquement faibles sont absorbés par l'anode et par le matériau de la fenêtre d'émergence mais un grand nombre de ceux-ci, insuffisamment pénétrants, sont absorbés par les premiers cm du sujet radiographié. Ils ne participent pas à l'image radiante, ils sont donc inutiles et nocifs. C est une obligation légale de les supprimer en masquant la fenêtre du tube par un filtre. Les matériaux utilisés en guise de filtres présentent une couche K dont l'énergie de liaison correspond aux composantes spectrales à éliminer (effet photo-électrique). Ces filtres sont dits sélectifs du fait qu ils n arrêtent que les photons de faible énergie. Les composantes utiles à la formation de l image radiante sont ainsi isolées. Il existe des filtres compensatoires à la sortie du tube (filtres en alliage métallique radiotransparent) ou au contact du patient (filtres souvent en silicone ou sacs de farine). Un filtre d'aluminium d épaisseur 1mm réduit, par exemple, la dose absorbée à la peau de 60%.

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31 Le bruit quantique Un faisceau peu intense formé d un faible nombre de photons manifeste des variations notables du nombre de particules pénétrantes qui ont pourtant suivi le même chemin. Deux points voisins de même opacité reçoivent dans le même temps un nombre différent de photons : c est le bruit quantique qui affecte toutes les régions de l image. Sur une image fixe, il se manifeste par des irrégularités donnant un aspect granuleux à une surface qui devrait être uniforme. Sur une image dynamique, la fluctuation donne un scintillement ou «fourmillement». Moins il y a de photons incidents atteignant un même élément de surface du détecteur plus le bruit quantique sera élevé. Une image intense présente donc moins de bruit quantique qu une image faible ; les zones opaques aux RX ont plus de bruit que les zones claires. Le bruit quantique augmente avec la sensibilité du détecteur (une quantité plus faible de RX est suffisante pour obtenir le résultat visuel demandé). Pour le minimiser il faut diminuer l énergie des RX en abaissant les kilovolts plutôt que l intensité mais attention à la dose!

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34 Choix de l'intensité et du temps de pose La densité photographique dépend de la charge It du tube (quantité de photons produits), gère la dose délivrée et donc le noircissement. Pour une intensité I donnée, la dose délivrée sera fonction du temps de pose ou temps d exposition t. Il faut associer t à une intensité maximale que le tube pourra supporter. Un temps de pose court lutte contre le flou cinétique. Réglage 3 points ou réglage libre On choisit la tension, puis on définit le temps de pose qui doit être le plus court possible et enfin on prend l'intensité maximale autorisée par le système de sécurité du système en fonction des abaques. Réglage 2 points (automatisme du premier degré) On réunit en un seul paramètre (It) l intensité et le temps de pose. Le manipulateur ne règle alors que la tension et la charge (It) en fonction de la zone à radiographier. L'intensité et le temps de pose sont calculés automatiquement en fonction de la valeur de la charge (It) et de la tension voulue, par le système de sécurité du système en respectant la puissance du tube. Le réglage intensité-temps est celui qui autorise le temps de pose le plus court possible. Il en résulte une meilleure utilisation des performances du tube, mais le résultat reste toujours aléatoire.

35 Le noircissement du film analogique ne dépend que du réglage judicieux de la charge pour une tension donnée. En numérique, le réglage des mas doit être adapté aux performances du système de détection de manière à obtenir un bon rapport S/B et un dépôt de dose adapté. Contrairement au film, la technologie numérique n est pas sensible à la surexposition. Réglage 1 point (automatisme du deuxième degré) Il suffit de régler la tension et le système règle automatiquement les mas. Un posemètre mesure la densité photographique et interrompt l'exposition quand elle atteint la valeur adaptée au noircissement optimal du film. L'ensemble travaille avec une intensité maximale décroissante adaptée à l'abaque de charge. L'intensité décroît par paliers successifs. Cette technique autorise un temps de pose très bref, une utilisation optimale de l'ensemble et assure une constance du noircissement du film.

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37 Réglage avec cellule La mesure de la fluence énergétique de l image radiante est réalisée par une cellule à photoluminescence comportant un écran luminescent (ZnS) couplé à une cellule photoélectrique ou à ionisation composée d'une chambre d'ionisation. Ces deux types de cellules sont faiblement radioopaques et n'entraînent pas d'ombre sur le film. Dans les deux cas, l'exposition aux rayons X produit un courant électrique qui charge un condensateur : quand sa charge atteint une valeur prédéterminée (en fonction du noircissement désiré ou quand un nombre suffisant de photons a atteint le détecteur), il y a interruption de l'exposition. Les cellules permettent d obtenir un noircissement satisfaisant (film) ou un dépôt de dose adapté à la qualité (sensibilité) du détecteur. Ces cellules ou posemètres doivent être placées dans la ou les régions d'intérêt de l'image appelées dominantes. Elles sont le plus souvent au nombre de trois et peuvent être utilisées ensemble ou séparément. Les cellules ou posemètres permettent de s affranchir des difficultés du réglage manuel pour l exposition de régions présentant d importantes variations d épaisseurs. Plusieurs règles sont à respecter : - Utiliser la cellule centrale sauf pour les poumons, les reins (cellules latérales), les examens barytés (trois cellules). - Ne pas exposer directement une cellule (interruption trop rapide de l'exposition) ou la protéger par le diaphragme (temps de pose trop long et cliché surexposé). - Travailler toujours avec les mêmes couples films-écrans et le même système de développement.

38 Principe de fonctionnement d un posemètre - Détecter la quantité de RX ayant traversé le patient en établissant une tension proportionnelle à la quantité de RX détectée - Intégrer et comparer à une valeur de référence (tension) établie au préalable en fonction de la sensibilité du système de détection, la qualité de transfert du signal, la qualité du système de développement - Stopper le fonctionnement du générateur quand la tension de référence est atteinte (noircissement de qualité en analogique et irradiation optimisée en numérique).

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43 Comment marche la chambre à ionisation? La chambre à ionisation est constituée d une cavité isolante contenant un gaz. L interaction des RX avec ce gaz provoque des ionisations et induit l apparition d un courant électrique allant charger un condensateur et dont la tension sera comparée à celle de référence. Les cellules sont radiotransparentes, placées entre la grille et le détecteur. Les cellules sont au nombre de 3 (une centrale et deux latérales). L utilisateur peut choisir quelle cellule il souhaite utiliser en fonction de l incidence.

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47 Comment utiliser les cellules Technique à 2 points Les cellules déterminent automatiquement le temps de pose (l opérateur a déterminé la tension et l intensité) Le choix de l intensité peut être problématique Technique à un point L opérateur ne règle plus que la tension (contraste) On utilise le principe de la charge décroissante : l exposition démarre avec une intensité élevée qui décroît au cours du temps de manière à frôler les valeurs limites de puissance du tube. Toute élévation du voltage V entraine une baisse correspondante de l'intensité car la puissance (P = VI) se conserve.

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50 Ecran renforçateur Il permet de renforcer la sensibilité du système par rapport à l utilisation isolée d un film radiologique, de réduire la dose délivrée et les temps d exposition. Le film n est plus marqué directement par les RX mais par des photons de fluorescence produits par interaction du faisceau X avec l écran. Le prix d achat, le type d alimentation et d autres facteurs sont prédominants dans le choix d un générateur. Il est composé d un support semi-rigide et imperméable, d une couche sensible contenant des sels fluorescents convertissant les photons X en photons lumineux et une couche protectrice transparente et imperméable. Les écrans actuels sont composés de terres rares qui émettent de la lumière verte.

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56 On mesure l intensité lumineuse reçue par le film par un sensitomètre et les opacités point par point par un densitomètre. Densités optiques en fonction d une exposition croissante.

57 Critères de qualité des détecteurs La capacité d un détecteur à reproduire le contraste de l image pour différentes valeurs de fréquences spatiales ou la fonction transfert de modulation (FTM) lie la résolution spatiale du détecteur et la résolution en contraste. Elle est obtenue à partir de tests sur fantômes. L efficacité de détection quantique (EDQ) est le rapport entre le nombre de photons détectés par le capteur et le nombre de photons l ayant pénétré.

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59 Lutte contre le rayonnement diffusé On évite la formation du rayonnement diffusé et son arrivée sur le film en utilisant soit des diaphragmes et des localisateurs, soit la compression soit la basse tension ou la distance.

60 Diaphragmes et localisateurs Ils confinent le faisceau de rayons X à sa seule surface utile. Ils réduisent le diffusé créé entre la source et le patient. Ils protègent le patient et le personnel. "On ne diaphragme jamais assez!". On distingue : -le diaphragme simple monoplan à quatre volets asservis deux par deux mais les bords de l'image sont flous. -le diaphragme multiplan, à plusieurs étages dont les déplacements sont coordonnés (ouverture proportionnelle à l'éloignement du foyer) donnant des limites nettes sur l'image. -le localisateur en tronc de cône délimitant lui-aussi très nettement l'image. Un jeu de localisateurs est nécessaire mais ils peuvent être associés à un filtre (crane, épaule). -un tablier plombé placé sur la région à protéger (abdomen de femme enceinte).

61 Diaphragmes et localisateurs

62 Compression: Elle permet de diminuer l'épaisseur totale traversée : ballonnet gonflable placé sous l'abdomen ou maintenu par une sangle de toile, palpateur permettant de plus de dissocier certaines structures (anses digestives). Tension: L'utilisation de la basse tension diminue de manière significative le rayonnement diffusé mais la compression du contraste obtenu avec la haute tension rend cette technique incontournable. Moyens évitant que le diffusé ne parvienne sur le film : Ces techniques sont basées sur le fait que le rayonnement diffusé est émis dans toutes les directions de l'espace alors que le rayonnement transmis est monodirectionnel. Technique de Grödel : air-gap L'augmentation de la distance sujet-film fait qu'une proportion importante de rayonnement diffusé ne parvient plus sur le film («air gap» des anglo-saxons). Pour lutter contre le flou géométrique qu'elle entraîne, il faut augmenter la distance foyer-sujet. La technique de l air-gap réduit l effet du diffusé prenant naissance dans le corps du patient. Le principe consiste à augmenter volontairement la distance sujet-détecteur. Les rayons diffusés les plus obliques par rapport à l axe du rayon directeur ne se dirigent pas vers le détecteur et ne composeront pas l image finale. Les rayons diffusés de faible énergie sont stoppés dans l air et ne parviennent pas jusqu au détecteur.

63 Technique de Grödel : air-gap L agrandissement doit être compensé par une augmentation de la distance foyer-sujet.

64 Grilles anti-diffusantes Elles permettent de réduire le diffusé créé dans le corps du patient. Elle permet de différencier les RX utiles (trajectoire rectiligne) et les rayons diffusés (trajectoire quelconque non focalisée) en fonction de leur orientation. Elle est constituée de lamelles de plomb fines et plates disposées verticalement et parallèlement séparées par un matériau radiotransparent. Les lamelles de Pb sont focalisées vers un point précis : la focale de grille qui doit coïncider avec la source de RX. Les lamelles de plomb sont disposées par tranche de telle manière que le rayonnement transmis puisse passer entre elles et que le rayonnement diffusé abordant la grille obliquement soit arrêté par elles. L'ensemble de ces lamelles est placé dans une enveloppe n'arrêtant que peu les rayons X. La grille laisse passer majoritairement des RX utiles (70 %). Son efficacité n est pas totale car quelques photons diffusés peuvent traverser la grille (angle limite). Plusieurs paramètres permettent de caractériser ces grilles : le pas de la grille N correspond aux nombres de lames par centimètre. Il est donné par : N=1/(D+d), où d est l épaisseur d une lame et D, la distance entre deux lames. Plus N est élevé, plus la grille est efficace.

65 Grilles anti-diffusantes

66 Grilles anti-diffusantes

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68 Grilles anti-diffusantes

69 Une grille antidiffusante est indiquée : quand l'épaisseur totale traversée est supérieure à 10cm et que la surface du faisceau dépasse 10cm de côté. quand la tension est supérieure à 70Kv. L'utilisation d'une grille nécessite quelques précautions : elle doit être centrée et placée perpendiculairement au rayon directeur pour éviter l'ombre de grille. elle doit être placée à la bonne distance de focalisation; la latitude de positionnement est d'autant plus étroite que le rapport de grille est élevé. elle nécessite une augmentation des éléments (mas) car elle intercepte une partie du rayonnement (transmis et diffusé).

70 Grilles anti-diffusantes

71 Lutte contre les flous Diminution du flou géométrique On s'efforce de diminuer le flou géométrique en agissant sur les différents termes de la formule : p=(q h)/(l-h) Choix d'un petit foyer dans la mesure où il est compatible avec la charge demandée et que le temps de pose n'est pas trop long. La taille des foyers s'échelonne de 2mm à 0,1mm (pour la mammographie). Diminution de la distance sujet-film (h) : il faut essayer de placer la structure intéressante le plus près possible du film. Augmentation de la distance foyer-sujet (l-h) : malheureusement cela nécessite l'emploi de tube puissant et donc de gros foyer... Diminution du flou cinétique Il faut supprimer ou réduire les causes de mouvements : apnée, immobilité, sangle, sacs de sable, appui sur statif, etc. Réduction du temps de pose mais cela nécessite un tube puissant et donc de gros foyer...

72 Action sur les projections coniques Agrandissement direct A cause de la divergence du faisceau de rayons X, l'image d'une structure est plus grande que la structure elle-même. Le coefficient d'agrandissement appelé M ou facteur de magnification est donné par la formule : M=l/(l-h) Pour une distance foyer-film donnée (l), l'agrandissement est d'autant plus grand que la distance foyer-structure (l-h) est faible. Cette technique présente l'inconvénient de majorer le flou géométrique : elle ne peut se concevoir qu'avec des foyers fins et il ne faut pas dépasser un coefficient 2. Téléradiographie Elle a pour but de donner de la structure radiographiée une image non agrandie ou agrandie de manière négligeable. M est proche de 1 quand la distance foyer structure (l-h) est proche de la distance foyer-film (l). C'est le cas lorsque le sujet est placé contre le film à une grande distance du foyer : 4 mètres pour un télécrâne, 2 m pour un téléthorax, 1,50 m pour un télérachis.

73 Lutte contre la confusion des plans : La tomodensitométrie X (TDM) La tomodensitométrie (TDM) ou scanographie est une méthode de diagnostic radiologique tomographique, permettant d'obtenir des coupes transversales, reconstruites à partir de la mesure du coefficient d'atténuation du faisceau de rayons X dans le volume étudié. Le scanner utilise le même principe que la radiologie normale sauf que dans ce cas, le tube a rayons X tourne rapidement autour du patient couché, permettant ainsi une découpe précise de l'endroit du corps à observer. Le scanner permet d'observer l'ensemble du corps en trois dimensions. La technique du scanner permet l exploitation précise de nombreux organes. L avantage de cette technique par rapport à la radiologie classique est l obtention de résultats, coupe par coupe, des éléments jusqu alors confondus sur les clichés radiographiques standards. En effet, en radiologie classique, le faisceau de rayons X projette sur une plaque radiographique les ombres des organes traversés en les confondant. Les zones entourées par des tissus plus denses (comme les os) ne sont donc pas visibles. Le scanner X pallie cet inconvénient : il permet de visualiser tous les éléments profonds de l organisme. Son principe est en effet de choisir un plan de coupe et d effectuer de multiples projections sous différents angles afin de connaître le coefficient d atténuation en chaque point du plan. Le procédé est du à Bocage (1920) et la première tomographie a été réalisée par Chamberlain (1935).