L'imagerie radiologique

Introduction

La radiologie est née en 1895 avec la découverte des rayons X. Depuis, les techniques radiologiques n'ont cessé de se perfectionner, jusqu'à l'ère actuelle de la médecine radio-anatomo-clinique, où l'imagerie est devenue indispensable au diagnostic. Ce chapitre applique directement les notions vues sur les rayons X (production, spectre) et sur les interactions photon-matière (effet photoélectrique, effet Compton) à la formation concrète de l'image radiologique. Nous étudierons les composants de la chaîne d'imagerie, l'atténuation des RX dans la matière, le contraste radiologique, la formation de l'image radiante et ses défauts, les procédés de transformation en image visible, puis la tomodensitométrie (TDM).

I. Composants de la chaîne « image radiologique »

• Tube à RX avec collimateurs, table d'examen, DÉTECTEUR (film, écran…), station d'acquisition, station de traitement des images.

II. Atténuation des RX dans la matière

• En radiologie, les énergies des RX utilisées varient de 25 à 140 KeV : l'atténuation se fait donc par EFFET PHOTOÉLECTRIQUE et par EFFET COMPTON.
• Loi d'atténuation exponentielle : I = I₀·e^(−µx).

• L'effet PHOTOÉLECTRIQUE est l'interaction « UTILE » à l'image radiologique. L'effet COMPTON est source de DÉGRADATION de l'image par rayonnement diffusé.
• Le baryum (Z = 56) ou le plomb (Z = 82) arrêtent beaucoup mieux les RX (effet photoélectrique) que le carbone, l'hydrogène, l'oxygène et l'azote — constituants de la matière organique.
• Compromis de dose : une énergie trop FORTE favorise le diffusé Compton ; une énergie trop FAIBLE est complètement absorbée dans l'objet traversé (dose cutanée élevée sans bénéfice diagnostique).

III. Le contraste radiologique

A. Définition

• Le contraste C est la variation relative de l'intensité entre deux points de l'image : C = (I₁ − I₂) / (I₁ + I₂).

B. Facteurs de contraste

• Pour une structure d'épaisseur d' et de coefficient µ' au sein d'un organe d'épaisseur d et de coefficient µ, on démontre : C ≈ ½·d'·(µ − µ').

• Le contraste est MEILLEUR si : la différence (µ − µ') est ÉLEVÉE ; l'épaisseur d' de la structure est GRANDE ; l'épaisseur totale traversée x est PETITE (moins de rayons diffusés).
• La variation du temps de pose et de la tension du tube modifient aussi C : augmenter le temps de pose améliore le contraste au prix d'une irradiation accrue ; augmenter la tension DIMINUE le contraste. D'où l'usage de tensions faibles (20-50 kV) pour les tissus à faible contraste, comme en mammographie.

C. Produits de contraste

• Produits TRÈS radio-opaques (très absorbants), pour organes creux (estomac, colon, voies urinaires) : iode (Z = 53), baryte/baryum (Z = 56) — exemple : le lavement baryté explore le côlon.
• Produits PEU radio-opaques (peu absorbants) : air, CO₂ — utilisés en myélographie.

IV. Formation de l'image radiologique

• Le faisceau homogène de RX traverse l'objet et est atténué selon les coefficients µ des structures traversées. Le faisceau transmis, hétérogène, constitue une IMAGE RADIANTE invisible, traduisant la distribution de l'intensité dans la section du faisceau. Le détecteur transforme l'image radiante en image VISIBLE.
• L'image radiologique correspond à la PROJECTION sur un plan des valeurs µ de chaque structure traversée. Le noircissement du film traduit visuellement les variations locales du coefficient d'atténuation.
• Vocabulaire : CLARTÉ = noircissement (RX arrivés au détecteur). OPACITÉ = zone où les RX ont été arrêtés (film resté clair/transparent).

V. Dégradations de l'image et facteurs géométriques

A. Le rayonnement diffusé

• Émis dans toutes les directions (effet Compton), il INDUIT une baisse du contraste. Augmente avec l'énergie du rayonnement, la section et l'épaisseur de l'objet. Solution : grille ANTI-DIFFUSANTE.

B. Agrandissement

• Dépend de L (distance foyer-film) et h (distance structure-film). Solution : augmenter la distance source-patient pour obtenir un faisceau quasi parallèle.

C. Déformation

• Survient si l'image n'est pas centrée. Solution : la cassette doit rester PARALLÈLE à l'objet radiographié, sur une même ligne source-objet-écran.

D. Perte de résolution

• Origine : taille/volume de la source de RX (source non ponctuelle → flou de pénombre). Solution : contrôle de qualité de l'anode. Résolution actuelle ≈ 1 mm.

E. Flou cinétique

• Origine : mouvement de l'organe (cœur, poumon) pendant la prise. Exemple : vitesse des bords du cœur ≈ 40 cm/s ; pour un temps de pose de 1/100ᵉ s, le flou atteint 4 mm. Solutions : immobilité du sujet, temps de pose court, réduction de la distance objet-film.

F. Superpositions

• Organes situés sur la même ligne de RX → addition des atténuations (« somme d'ombres portées »). Solutions : clichés de profil, positionnement du patient, compression.

VI. Transformation de l'image radiante en image lumineuse

• Types de radiographies dentaires : RÉTRO-CORONAIRE (couronnes) ; RÉTRO-ALVÉOLAIRE (racines, niveau osseux) ; PANORAMIQUE dentaire (vue d'ensemble des arcades, maxillaires, ATM et sinus).

VII. La tomodensitométrie (TDM)

A. Principe

• Mesure de la densité des tissus traversés par un faisceau de RX, à partir du calcul du coefficient d'atténuation µ. L'image est une reconstruction NUMÉRIQUE de cartes tomographiques des coefficients d'atténuation.

B. Procédé (5 étapes)

• 1) Choix de la coupe ; 2) détermination des µ pour chaque pixel (mesures selon de multiples incidences, source et détecteurs en ROTATION) ; 3) correspondance échelle de gris ↔ valeurs de µ ; 4) remplissage des pixels/voxels ; 5) obtention de l'image.

• Applications de la TDM : neurologie, cancérologie, rhumatologie, gynécologie, odontologie, cardiologie…

C. Applications dentaires spécifiques

• Scanner dentaire : pathologies infectieuses, osseuses, tumorales ou du parodonte ; pathologie de l'articulation temporo-mandibulaire (ATM) ; kystes.
• Cone beam (CBCT) : technique de radiographie numérisée, permettant une reconstitution 3D en un seul passage, balayant tout le volume à radiographier. Indications identiques au scanner.

D. Avantages de la TDM sur la radiographie classique

• Évite la superposition des structures anatomiques (coupes dans les 3 plans : axial, sagittal, coronal). Excellente résolution spatiale (détails < 5 mm). Temps d'examen très court (quelques secondes à quelques minutes). Aide précieuse en radiologie interventionnelle. Doses d'irradiation FAIBLES par rapport à la radiologie classique (en moyenne 4 mSv/examen TDM).

Conclusion

L'image radiologique résulte de l'atténuation différentielle d'un faisceau de RX homogène traversant des structures de coefficients µ différents, selon la loi I = I₀e^(−µx), mêlant effet photoélectrique (utile) et effet Compton (dégradant). Le contraste, C = (I₁−I₂)/(I₁+I₂), dépend de la différence (µ−µ'), de l'épaisseur de la structure et de l'épaisseur totale traversée, et peut être amélioré par des produits de contraste. L'image radiante ainsi formée, invisible à l'œil, subit plusieurs dégradations — diffusé, agrandissement, déformation, perte de résolution, flou cinétique, superpositions — chacune corrigée par des solutions techniques spécifiques (grille anti-diffusante, distance, immobilité, incidences multiples). Elle est rendue visible par différents procédés — radioscopie, amplificateur de brillance, film radiologique, procédés électroniques — avant d'être, pour l'imagerie moderne, reconstruite numériquement par la tomodensitométrie (TDM), qui calcule les coefficients d'atténuation coupe par coupe grâce à la rotation source-détecteurs autour du patient. La TDM, aux applications multiples y compris en odontologie (scanner dentaire, cone beam), offre une résolution excellente pour une irradiation contenue. Ce chapitre, centré sur l'usage diagnostique des rayons X, précède logiquement celui sur l'imagerie scintigraphique, qui exploite au contraire un rayonnement émis depuis l'intérieur du patient.