Sources et générateurs de rayons X
Imagerie médicale par rayons X - Dose et sources de rayons X

1 - Interaction des rayons X avec la matière

• 1.1 - Préambule
• 1.2 - Absorption photoélectrique
  Figure 1 - Effet photoélectrique entre un photon X incident et le cortège électronique d'un atome Figure 2 - Raies de fluorescence en fonction du numéro atomique. Elles respectent la loi de Moseley : EK ~ (Z – 1)2 pour les raies K [2] Tableau 1
• 1.3 - Diffusion Compton
  Figure 3 - Effet Compton. E est l'énergie du photon incident, E′ celle du photon diffusé, θ l'angle de diffusion. Ces trois grandeurs ne sont pas indépendantes Figure 4 - Spectre des photons Compton en fonction de l'angle de diffusion (θ entre 0 et 90o) et de l'énergie incidente ; distribution spatiale des photons Compton (diffusion par de l'eau) [2]
• 1.4 - Diffusion Rayleigh (ou diffusion cohérente)
• 1.5 - Atténuation des rayons X par le corps humain
  Figure 5 - Spectre d'absorption cumulé (photoélectrique et Compton) du corps humain. Entre 35 et 140 keV, les différentiels d'absorption entre tissus mous sont très faibles. Ces courbes donnent l'atténuation massique en cm2/gr α/ρ. Pour calculer l'atténuation linéique, il faut introduire la densité Figure 6 - Effet dominant entre absorption photoélectrique et diffusion Compton. La zone verte correspond aux énergies et aux éléments atomiques rencontrés en imagerie médicale. Si Z < 8, l'effet Compton est dominant entre 35 et 140 keV, alors que si Z > 30, l'effet photoélectrique l'emporte Figure 7 - Spectre d'atténuation de divers éléments. Dans le spectre d'émission de la source (35 à 140 keV), l'absorption de l'iode est surtout dictée par l'effet photoélectrique. Pour le calcium, l'effet photoélectrique domine jusqu'à 100 keV. Pour le carbone et l'oxygène, l'effet Compton est dominant. L'effet Rayleigh est toujours négligeable. Le potassium et l'azote, également présents, ont des spectres voisins du calcium et de l'oxygène respectivement. On peut constater sur ces quatre figures que les courbes décrivant l'effet Compton se chevauchent bien mieux que celles décrivant l'effet photoélectrique. Des courbes exactes pour l'ensemble des atomes sont disponibles dans la base de données XCOM Tableau 2
• 1.6 - Absorption des rayons X par le détecteur

2 - Fluence de photons et dose

• 2.1 - Dose comme mesure d'une fluence de rayons X
  Figure 8 - Facteur de conversion κ entre nombre de photons X/mm2 (fluence) et Gray (dose) pour un rayonnement mono-énergétique d'énergie E [2]
• 2.2 - Dose incidente sur le détecteur
• 2.3 - Dose absorbée par le patient
  Tableau 3
• 2.4 - ESD : dose incidente sur le patient
• 2.5 - AGD : average glandular dose (mammographie)
  Tableau 4
• 2.6 - Dose-area product (DAP) : dose émise par la source
  Figure 9 - Couples DAP/ESD typiques pour les principales modalités médicales, basées sur des données publiées. La relation approximative ESD ≈ 1,5 × ESAK a été retenue. Les droites à 45o représentent la relation théorique entre DAP et ESD pour différentes surfaces exposées (en cm2). Les modes 3D ne sont pas représentés, car hors de ce diagramme et l'hypothèse d'une incidence fixe est évidemment inacceptable (DAP de l'ordre de 8 000 à 10 000 Gy · cm2 pour un CT scanner de la tête, 35 000 à 40 000 Gy · cm2 pour un CT scanner du corps entier). Encore une fois, il s'agit de doses accumulées sur la durée de la procédure, et non pas de la dose par image. ERCP : Endoscopic Retrograde Cholangiography and Pancreatography ; PTCA : Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty ; TIPS : Pontage transjugulaire intrahépatique portosystémique (CAGS en anglais) ; GI : Gastro-intestinal

3 - Risques sanitaires liés à la dose

• 3.1 - Effets déterministes
  Tableau 5
• 3.2 - Effets stochastiques : dose équivalente et dose efficace
  Figure 10 - Théorie LNT. Estimation du risque de cancer fatal (en ordonnée) pour une exposition aux irradiations cumulées (en abscisse), pour un adulte (le risque est plus élevé pour un enfant). À comparer au taux de mortalité par cancer, estimé à 20 % sur l'ensemble de la population mondiale Figure 11 - Dose efficace par modalité radiologique (ordres de grandeur) Tableau 6 Tableau 7
• 3.3 - Exposition du personnel soignant
  Tableau 8
• 3.4 - Limitation du concept de dose efficace

4 - Sources et générateurs de rayons X

• 4.1 - Fonctionnement d'une source de rayons X
  Figure 12 - Tube de Coolidge à anode tournante (enveloppe de verre). La forme asymétrique du faisceau de rayons X symbolise l'effet de talon (heel effect) Figure 13 - Spectre de rayons X typique et impact de l'absorption (90 kVp, cible en tungstène). La partie gauche de la courbe correspond aux zones du spectre très absorbées par le patient (donc porteuses d'informations de contraste ; hélas peu de photons atteignent le détecteur) et la partie droite aux photons les plus pénétrants. L'absorption par les filtres, puis par le patient, se traduit par un déplacement de l'énergie moyenne des X vers des valeurs plus élevées (durcissement du faisceau). Pour un patient un peu fort, seule la partie droite du spectre atteindra le détecteur, d'où l'intérêt de filtrer au niveau de la source les plus basses énergies, inutiles mais qui engendrent un surplus de dose pour le patient. On évite également en se placer en-dessous des raies de fluorescence du scintillateur présent dans le détecteur, si celui-ci est en CsI comme représenté ci-dessus (en-dessous de la raie K, l'absorption par le scintillateur est minimale). Le détecteur lui-même absorbera préférentiellement les X est moins énergétiques, d'où un décalage léger de l'énergie moyenne des X absorbés vers les basses énergies Figure 14 - Effet de talon ou « heel effect ». La longueur de la flèche verte symbolise l'intensité du faisceau de rayons X dans la direction considérée. Le heel effect est pris en compte lors de l'irradiation du patient, et on réserve l'émission « côté cathode » aux zones les plus absorbantes (par exemple au côté abdomen en radiographie du thorax)
• 4.2 - Rendement de conversion et filtrage
  Figure 15 - Doses en mGy en entrée de peau (ESAK) mesurée à 1 m de la source en fonction du kVp et du produit mA · s, pour différents filtrages [10]. Ces courbes sont approximatives, les courbes précises dépendent de la technologie du tube et du générateur, et elles sont affectées par des dispersions de fabrication. Chaque ensemble tube-générateur doit donc être calibré (§ 4.9)
• 4.3 - Choix du kVp
  Figure 16 - Ce faisceau de courbes donne le flux de photons X émis par une source dont le kVp varie de 50 à 120 kVp (le kVp d'une courbe est le point d'énergie maximale) en fonction de l'énergie E. En ordonnée, le nombre de photons/mm2 par fenêtre de 2 keV, l'intégrale de chaque courbe correspondant à une dose émise totale de 1 mGy. Chaque kVp est filtré avec une épaisseur d'aluminium. La cible est en tungstène, d'où les pics de fluorescence. La forme du spectre aux hautes énergies (taux de photons proportionnel à kVp-E) vient du fait que les électrons sont stoppés dans l'épaisseur de l'anode et pas seulement à sa surface (auquel cas le spectre serait indépendant de l'énergie) [5] Tableau 9
• 4.4 - Choix du mA · s
  Figure 17 - Cartographie approximative des couples kVp/mA · s en fonction des modalités médicales et de la morphologie du patient. Il existe une assez grande dispersion autour de ces valeurs. Plus l'épaisseur des tissus est importante, plus le kVp est élevé pour réduire l'absorption linéique du faisceau tout en maintenant un contraste suffisant. Cela ne suffit pas et il faut aussi augmenter le nombre de photons émis par la source (mA · s). En première approximation, une augmentation du kVp d'un facteur 2 est accompagnée d'une augmentation du produit mA · s d'un facteur 10. Les modalités visant à mettre en valeur des tissus mous dans un environnement osseux (radiographie des poumons) utilisent des kVp élevés, moins pénalisés par l'absorption photoélectrique des os. La mammographie présente un cas particulier parce qu'il existe plusieurs types d'anodes (tungstène, molybdène, rhodium) et parce que le filtre utilisé a cette particularité de filtrer les hautes énergies. Ces chiffres dépendent bien sûr des caractéristiques d'absorption du détecteur. GI : Gastro-intestinal. DSA : Digitally Subtracted Angiography. Les réglementations nationales recommandent l'usage de kVp supérieurs à 55 kVp (hors mammographie)
• 4.5 - Cas de la mammographie
• 4.6 - Durcissement du faisceau
  Figure 18 - Ces courbes donnent une juste appréciation du phénomène de durcissement de faisceau, pour une épaisseur de filtre allant jusqu'à 5 mm d'aluminium (en-dessous de 70 keV, 2 mmAl sont équivalents à 0,1 mmCu, et à 100 keV, 4 mmAl sont équivalents à 0,4 mmCu). En augmentant le filtrage, on réduit le nombre total de photons (un filtre de 0,3 mmCu à 80 kVp (soit 5 mmAl) intercepte environ 30 % des photons), mais on augmente de 50 % le nombre de photons par µGy (on passe de 18 000 à 26 000 photons µGy dans l'exemple cité) [5]
• 4.7 - Tache focale, agrandissement et FOV (Field of View)
  Figure 19 - Agrandissement et perte de résolution. Plus l'objet est proche de la tache focale, plus fort est l'agrandissement (à gauche), mais plus importante est la perte de résolution (à droite). Par conséquent, les applications qui nécessitent un fort agrandissement doivent disposer d'une petite tache focale Tableau 10
• 4.8 - Réalisation des sources de rayons X
  Tableau 11
• 4.9 - Générateurs de rayons X
  Figure 20 - Schéma d'un générateur monophasé, « deux pulses ». Rappelons que, par convention, le courant I est fléché dans le sens opposé au parcours des électrons. La capacité de décharge située en sortie du générateur permet de filtrer le signal, mais elle ne peut pas maintenir la tension constante (pour … Figure 21 - Schéma d'un générateur monophasé, « deux pulses ». Rappelons que, par convention, le courant I est fléché dans le sens opposé au parcours des électrons. La capacité de décharge située en sortie du générateur permet de filtrer le signal, mais elle ne peut pas maintenir la tension constante (pour 1 µF, une charge électrique de 1 mA · s produit une baisse de tension de 1 kV). Pour un générateur pulsé, la commutation est faite à la basse tension avec des thyristors. Il existe des générateurs encore plus simples (« un pulse ») avec seulement deux diodes. Ils sont utilisés en dentaire. Une demi-période sur deux, ils délivrent une tension nulle, de sorte que l'émission de rayons X est pulsée

5 - Conclusion

6 - Glossaire – Définitions