Produire des rayons X : le tube et son spectre
Un filament chauffé (la cathode) libère des électrons par émission thermo-ionique. Une haute tension U de 40 à 150 kV les précipite sur une cible de tungstène (l’anode). Freinés brutalement, ils rayonnent : c’est le rayonnement de freinage, un spectre continu dont l’énergie maximale vaut exactement e·U. S’ajoutent les raies caractéristiques du tungstène (59 et 67 keV), quand un électron arrache un électron interne de l’atome cible.
| Réglage | Ce qu’il change | Effet sur l’image | Effet sur la dose |
|---|---|---|---|
| kV (tension) | énergie des photons | plus de kV : plus pénétrant, moins de contraste entre os et tissus | dose peau réduite pour une même image, mais chaque photon plus énergique |
| mAs (courant × temps) | nombre de photons | plus de mAs : moins de bruit | proportionnelle aux mAs |
| Filtration | supprime les photons mous | presque aucun | réduite |
| Collimation | taille du champ | moins de diffusé, meilleur contraste | moins de volume irradié |
L’atténuation : la loi de Lambert-Beer
Chaque centimètre de matière retire la même fraction des photons : le faisceau décroît exponentiellement. Le coefficient d’atténuation linéique µ (cm⁻¹) dépend du matériau, de sa densité et de l’énergie des photons. La couche de demi-atténuation (CDA) est l’épaisseur qui divise le faisceau par deux.
D’où vient le contraste : trois interactions
- Effet photoélectrique : le photon est absorbé entièrement par un électron lié. Probabilité ∝ Z³/E³ : très sensible au numéro atomique et forte à basse énergie. C’est lui qui fait l’os blanc (calcium, Z = 20) et qui rend l’iode (Z = 53) et le baryum (Z = 56) si opaques : les produits de contraste.
- Diffusion Compton : le photon rebondit sur un électron peu lié en perdant un peu d’énergie et en changeant de direction. Dominante dans les tissus mous au-dessus de 30 keV, elle dépend de la densité, pas de Z : peu de contraste, et un rayonnement diffusé qui voile l’image et irradie le personnel (grille anti-diffusante, tablier plombé).
- Création de paires : au-dessus de 1,02 MeV, le photon devient un électron et un positon. Sans rôle en imagerie, présent en radiothérapie.
Radiographie et radioscopie : une ombre en projection
Le détecteur enregistre ce qui a traversé : une projection où toutes les structures se superposent. Quatre densités seulement se lisent à l’œil : l’air (noir), la graisse (gris sombre), l’eau et les tissus mous (gris), l’os et le métal (blanc). Un pneumothorax est de l’air là où il ne devrait pas y en avoir ; un épanchement, de l’eau à la place de l’air ; une fracture, un trait sombre dans du blanc.
| Examen | Dose efficace | Équivalent en fond naturel |
|---|---|---|
| Radiographie d’un membre | 0,001 à 0,01 mSv | quelques heures à un jour |
| Radiographie du thorax | 0,02 mSv | un jour et demi |
| Mammographie (2 clichés par sein) | 0,4 mSv | un mois |
| Radiographie de l’abdomen ou du bassin | 0,7 mSv | six semaines |
| Coronarographie (radioscopie) | 5 à 10 mSv | un à deux ans |
Le scanner : mesurer µ dans chaque voxel
Dans le scanner (CT), le tube et une couronne de détecteurs tournent autour du patient en 0,3 s pendant que la table avance : une acquisition hélicoïdale de centaines de projections par tour. Un algorithme (rétroprojection filtrée, ou reconstruction itérative qui réduit le bruit et la dose) recalcule la carte des µ, coupe par coupe. Le résultat est exprimé en unités Hounsfield par rapport à l’eau.
| Scanner | Dose efficace | Équivalent |
|---|---|---|
| Crâne | 2 mSv | 100 radios du thorax, 5 mois de fond naturel |
| Thorax | 5 à 7 mSv | un an de fond naturel |
| Thorax basse dose (dépistage) | 1,5 mSv | trois mois |
| Abdomen et pelvis | 10 mSv | 500 radios du thorax, deux ans |
| PET-CT corps entier | 15 à 25 mSv | trois à cinq ans |
Qualité d’image : contraste, résolution, bruit, et ce que l’œil en fait
Trois paramètres décrivent une image au premier niveau. Le contraste : la différence de signal entre deux régions. La résolution spatiale : le plus petit détail séparable, limité par la taille du foyer, des pixels et le flou de mouvement. Le bruit : la fluctuation aléatoire d’un pixel à l’autre, due au nombre fini de photons qui arrivent.
Cette racine carrée est le cœur du compromis dose-qualité : réduire le bruit de moitié coûte quatre fois la dose. On peut tricher en agrandissant les pixels (moins de résolution, plus de photons par pixel) ou par des filtres et reconstructions itératives qui lissent sans effacer les bords.
Deuxième niveau : la détectabilité et la courbe ROC
La vraie question n’est pas « l’image est-elle belle » mais « le radiologue voit-il la lésion ». On la mesure en présentant des images avec et sans anomalie et en comptant les vrais positifs, faux positifs, vrais négatifs et faux négatifs. En faisant varier le seuil de décision, on trace la courbe ROC : sensibilité contre 1 − spécificité. L’aire sous la courbe résume la performance : 0,5 pour le hasard, 1 pour un test parfait.
À toi de calculer
ln 2 = 0,693 ; e⁻¹ = 0,368. Réponds avec un nombre.
Huit questions, une réponse juste par question
La fiche en huit lignes
cathode → e⁻ → anode W · E_max = eU · rendement 1 %kV : énergie, pénétration, contraste · mAs : photons, bruit, doseI = I₀ e^(−µx) · CDA = 0,693/µphotoélectrique ∝ Z³/E³ · Compton ∝ densité · iode, baryumHU = 1000 (µ − µeau)/µeau · air −1000 · eau 0 · os +1000thorax 0,02 · CT abdomen 10 mSv · fond 5,5 mSv/anrelatif = 1/√N · bruit / 2 = dose × 4Se vs 1 − Sp · VPP dépend de la prévalence