Imagerie par ultrasons (US)

Table des Matières
Explorations ultrasonores
1°- Biophysique des US
2°- Production des US
3°- Vélocimétrie Doppler
4°- Echographie
p3
p8
p 10
p 15
Explorations radiologiques
1°- Production et nature des rayons X
2°- Formation de l’image radiologique - bases séméiologiques
3°- Le scanner
p 23
p 26
p 43
Explorations scintigraphiques (Médecine Nucléaire)
1°- Médecine Nucléaire : Définition
2°- Les radiopharmaceutiques
3°- Explorations fonctionnelles
4°- Scintigraphie
5°- Principaux examens : bases séméiologiques
p 51
p 52
p 56
p 61
p 77
Explorations ultrasonores
2
Objectifs du cours :
-
-
Comprendre le fonctionnement des différentes techniques d’imagerie utilisant les
Ulrasons (US).
Définir le rôle de ces techniques en tant que techniques d’exploration fonctionnelle
Expliquer les bases séméiologiques du Doppler et de l’échographie
Donner quelques exemples d’application diagnostique
1°) Biophysique des US : rappel
1-A) Définitions
Les US sont des ondes mécaniques appartenant au domaine des ondes sonores.
Comme toute onde sonore, ils correspondent à un transfert d’énergie mécanique entre
différentes molécules du milieu propagateur.
 pas de propagation dans le vide
 ondes sinusoïdales caractérisées par leur fréquence :
T (période s)
 : fréquence en Hz (s )
-1
ν
1
T
Audible
16Hz
Infrasons
Domaine médical
20Khz
100Khz
1Mhz
10Mhz
Hypersons
100Mhz
Ultrasons
1-B) Propriétés physiques
-
Propagation
Dans un milieu homogène, la propagation s’effectue en ligne droite. Elle correspond à un
transport d’énergie sans transport de matière.
3
Il faut distinguer :

la vitesse de propagation ou célérité : c (m.s-1)
Elle correspond à la vitesse mise par l’onde pour se déplacer d’un point à un autre. Elle
dépend :
- de la nature du milieu : densité, élasticité, température, ...
La célérité augmente avec la densité. Exemple :
Célérité (m.s-1)
Milieu
Vide
Air
Graisse
Eau
Tissus mous
Os minéral
0
330
1450
1500
1450-1700
2500-4000
 peut permettre de caractériser un milieu biologique (application en recherche)
-
de la longueur d’onde () et de la fréquence des US
λ
c
ν
 la résolution spatiale dans les techniques d’imageries ultrasonores est limitée par des
phénomènes de diffusion qui interviennent lorsque la taille des objets qui interfèrent avec les
US est du même ordre que la longueur d’onde.
Ex : US de 10Mhz dans les tissus mous (c~1500 m.s-1)
λ

1500
10
6
 1,5.103 m  1,5 mm
la vitesse de vibration : v (m.s-1)
Elle correspond à la vitesse individuelle de vibration des molécules lors de la propagation.
Elle dépend du milieu et influence directement l’énergie transportée par l’onde.
-
Energie transportée par l’onde ultrasonore :
 Pression acoustique : le déplacement de l’onde provoque une variation de pression
par rapport à la pression du milieu (dans l’air : la pression atmosphérique). La valeur
moyenne de cette variation de pression à un instant donné et en un point donné est noté p (Pa).
4
 Puissance surfacique (watt.m-2) :elle dépend de la pression acoustique et de la
vitesse de vibration
W  pv
 Intensité sonore (dB) : puissance surfacique définie par rapport à un son de
référence (minimum de puissance audible)
I(db)  10log
W
W0
Avec W0 = 10-12 watt.m-2
Avec W0 la puissance du faisceau
1-C) Interaction des US avec la matière
L’imagerie par ultrasons est une conséquence directe de l’interaction des US avec la
matière (l’organisme vivant).
Dans un milieu hétérogène comme le corps humain, les US se propagent selon 3
mécanismes distincts qui sont responsables de l’atténuation globale du faisceau. Cette
atténuation se traduit par une diminution progressive de l’intensité du faisceau et donc de son
énergie.
-
Atténuation par absorption
L’intensité associée à l’onde ultrasonore qui se propage dans un milieu homogène (même
célérité) suit une loi d’atténuation exponentielle :
I(x)  I 0 e -x
Avec  (m) le pouvoir de pénétration, c’est-à-dire la capacité des tissus à absorber l’énergie
du faisceau et à la dissiper sous forme de chaleur (principe de la physiothérapie ultrasonore).
 dépend :
- du carré de la fréquence des US
 l’atténuation augmente lorsque la fréquence augmente. Ceci influence le choix de la
fréquence des US en fonction de la profondeur de l’organe étudié.
- des caractéristiques biophysiques et biomécaniques des tissus
 elle peut permettre de caractériser un tissu. La mesure de l’atténuation des ondes
ultrasonores est à la base d’une méthode d’évaluation du Contenu Minéral Osseux appelée
absorptiométrie ultrasonore et utilisée dans le diagnostic de l’ostéoporose.
5
-
Atténuation par réflexion-réfraction
Lorsque le milieu est hétérogène, outre l’atténuation par absorption, intervient un
second phénomène, l’atténuation par réflexion-réfraction.
Ce phénomène intervient à l’interface entre 2 milieux :
Onde incidente
Onde réfléchie
i
r
Milieu 1 (c1)
Interface
Milieu 2 (c2)
Onde transmise
t
Une partie de l’intensité du faisceau est transmise à travers l’interface vers le milieu 2.
L’angle t de transmission est différent de l’angle incident i. Cet angle peut être calculé
selon la loi de Descartes et dépend des célérités des milieux :
c2 sin t  c1 sin i
 Dans les tissus humains, à l’exception du tissu osseux, les célérités sont proches. Dans ces
conditions, l’angle de transmission est proche de l’angle incident et le faisceau est peu dévié.
La seconde partie du faisceau est réfléchie avec un angle égal à l’angle incident. Cette
onde réfléchie peut être détectée par un capteur situé près de l’origine du faisceau et
témoigner de la présence de l’interface : c’est le principe de base de l’échographie. Chaque
interface située sur le trajet du faisceau est observée grâce à la détection de l’onde transmise.
6
La proportion de l’énergie du faisceau réfléchi est déterminée à partir du coefficient de
réflexion R :
R
Ir
Ii
avec Ir et Ii les intensités réfléchies et transmises. R dépend des angles incidents et réfléchis et
de l’impédance acoustique des tissus ; l’impédance acoustique étant égal au produit de la
célérité par la masse volumique du milieu.
En pratique :
-
Si 2 tissus ont une densité proche, leur impédance acoustique est proche et R est
faible (tout se passe comme si le milieu était pratiquement homogène). C’est le cas
entre différents tissus mous :
Ex : Rrein/graisse ~ 0,01  dans ce cas la plus grande partie de l’onde est transmise et l’onde
ultrasonore pourra continuer son chemin pour atteindre de nouvelles interfaces plus
profondes. C’est la raison pour laquelle l’imagerie échographique est particulièrement bien
adaptée à l’étude des tissus mous
-
Si les tissus ou les milieux sont très différents, R devient élevé et le nombre
d’interfaces détectables se réduit
Ex : Ros/tissus mous ~ 0,3  L’os constitue un obstacle à l’échographie et ne peut être
correctement étudié. Il s’ensuit la formation en arrière d’une structure osseuse d’un
phénomène d’ombre acoustique.
Rair/tissus mous ~ 1
 la présence d’air gêne considérablement l’imagerie
échographique. C’est particulièrement le cas de l’air contenu dans les poumons ou le tube
digestif. Par conséquent, il n’est pas possible d’effectuer d’échographie pulmonaire et l’air
alvéolaire peut gêner l’échographie cardiaque (patient anéchogène).
 nécessité d’éliminer l’air entre la sonde qui produit les US et la peau par un gel.
 cette propriété peut être mise à profit pour créer artificiellement un contraste (bulle de gaz).
-
Atténuation par diffusion
Lorsque le faisceau rencontre une structure sphérique dont la taille est inférieure à la
longueur d’onde des US, la loi de Descartes ne s’applique plus et il apparaît un phénomène de
diffusion avec réémission d’onde dans toutes les directions de l’espace.
Une partie de la diffusion s’effectue vers l’arrière (onde rétrodiffusée) et peut être
détecter en échographie mais il sera impossible d’en connaître précisément la forme
(exemple : les globules rouges).
7
1-D) Effet des US sur l’organisme
Lorsqu’ils sont utilisés à des intensités faibles, comme c’est le cas dans les
applications diagnostiques, les US n’ont pas d’effets biologiques observés sur l’organisme
humain. En particulier, ils ne sont pas irradiants, ce qui leur donne une totale innocuité.
Les Us de forte intensité peuvent par contre avoir un effet destructif cellulaire et
tissulaire. Ces propriétés sont utilisées en thérapeutique (ex : Lithotripsie).
2°) Production des US
2-A) Effet piézo-électrique
Les US habituellement utilisés en médecine sont produits par effet piézo-électrique.
Considérons un matériau capable de se dilater ou de se contracter sous l’effet d’une
pression liée à une onde mécanique appliquée entre les 2 faces d’un disque de ce matériau. Ce
matériau sera le siège d’un effet piézo-électrique s’il apparaît entre les deux faces une
différence de potentiel électrique liée à une modification de la répartition des charges
électriques (dipôles) dans le matériau :
Effet piézo-électrique direct
+ - -
+ - -
+ - -
+
--
+
--
+
--
Effet piézo-électrique indirect
A l’inverse, un effet piézo-électrique indirect apparaît lorsque le matériau est soumis à
une ddp qui provoque l’apparition à la surface d’une onde mécanique.
En pratique, la mise en jeu d’une ddp sinusoïdale de fréquence donnée permet de
produire une onde ultrasonore de même fréquence. Pour détecter des US, il suffit d’utiliser le
phénomène inverse et d’enregistrer la ddp produite.
Les matériaux possédant ce type de propriété sont appelés transducteurs. Les plus
couramment utilisés sont des quartz et des céramiques piézo-électriques.
2-B) Sondes ultrasonores
Conçues sur le principe précédent, les sondes ultrasonores sont capables à la fois
d’émettre et de détecter des US. La sonde la plus simple est constituée d’un seul transducteur.
8
Transducteur
Fils
d’émission
et de recueil
Bloc
absorbant
Limites du faisceau
Boitier
Plaque de
couplage
Le transducteur est placé entre un bloc absorbant postérieur qui absorbe les ondes
émises vers l’arrière et une plaque antérieure de couplage qui facilite la transmission des US
entre le transducteur et la peau. Cette plaque est ensuite recouverte d’un gel. Ce type de sonde
constitué d’un seul, voir de deux transducteurs (l’un pour l’émission, l’autre pour la réception)
est couramment utilisé en vélocimétrie Doppler (voir suite du cours).
Exemples de sondes à transducteur unique
En échographie, la nécessité de réaliser des images bi-dimensionnelles ou en temps
réel impose l’utilisation de sondes constituées soit :
-
d’un transducteur mobile
Secteur exploré
Axe de rotation
Transducteur
Fluide de couplage
La sonde est animée d’un mouvement de va et vient qui permet de balayer un secteur
perpendiculaire à l’axe de rotation. Ce dispositif est de moins en moins utilisé.
9
-
d’un multi-transducteurs (barrette)
Transducteur
Isolant
La sonde est constituée d’une barrette constituée d’une batterie de transducteurs
produisant un faisceau correspondant à la somme des faisceaux individuels. Un système
électronique permet de focaliser le champ résultant. Le nombre de transducteurs est très
variable (jusqu’à 128) et influe sur le prix et la qualité de la sonde.
Il existe également des sondes constituées de transducteurs concentriques.
3°) Vélocimétrie Doppler
Basée sur le principe de l’effet Doppler, la vélocimétrie Doppler est devenue la
méthode la plus courante d’exploration des vaisseaux et des cavités cardiaques.
3-A) Effet Doppler
L’effet Doppler traduit le phénomène physique de variation de fréquence d’une onde
lorsque celle-ci vient se réfléchir sur une interface mobile ou qu’elle-même est produite par
un émetteur mobile. C’est ce phénomène qui explique la variation de fréquence des ondes
sonores entendues par un observateur placé au bord d’une route et qui écoute le bruit des
véhicules qui se rapprochent puis s’éloignent.
Peau
Gel
Onde réfléchie 1
Onde incidente 0







v
10
En médecine, ce phénomène existe lorsque qu’une onde ultrasonore intercepte un
fluide en mouvement comme le sang. Dans ce cas, un effet Doppler peut être observé lors de
la réflexion des ondes sur les éléments figurés du sang.
La variation de fréquence  vaut :
v
Δν  2 ν 0 cosθ
c
Avec v la vitesse d’écoulement du sang, c la célérité des US et  l’angle entre le faisceau et le
sens d’écoulement du sang. Le coefficient 2 traduit le fait qu’il y a en réalité un double effet
Doppler à l’aller et au retour. Le signe de  est fonction du sens de l’écoulement.
Exemple : calcul de la variation de fréquence dans un vaisseau dont la vitesse d’écoulement
est de 0,3 ms-1, une fréquence d’émission de 3 MHz et un angle de 60° :
Δν  2
0,3
1,5.103
3.10 6.0,5  600Hz
Il est intéressant de noter que la variation de fréquence est très faible par rapport à la
fréquence initiale et se situe dans le domaine de l’audible. D’autre part, si la sonde est
perpendiculaire au sens d’écoulement du sang (cos = 0), la variation de fréquence est nulle.
En pratique, il est possible d’apprécier la vitesse d’écoulement, d’où le terme de
vélocimétrie, en fonction de la variation de fréquence observée, à condition de connaître  et
que cet angle ne soit pas nul (nécessité d’incliner la sonde).
3-B) Vélocimétrie Doppler à émission continue
-
Principe
L’application la plus simple de la vélocimétrie Doppler consiste à utiliser le système
décrit précédemment. En pratique, l’émission et la réception s’effectuent en permanence, ce
qui impose la présence de 2 transducteurs distincts. Après réception, la fréquence des signaux
émis et reçus est comparée par un circuit électronique chargé de déterminer la variation de
fréquence. L’évolution dans le temps de cette variation de fréquence est ensuite reportée sur
un diagramme :
v = f()
artère fémorale primitive
D
t
S
11
-
Bases séméiologiques :
Sur le tracé Doppler enregistré au niveau d’une artère fémorale commune, pour chaque
cycle cardiaque, on observe l’augmentation rapide de flux secondaire à la systole
ventriculaire suivi d’une onde diastolique légèrement négative qui traduit un phénomène
physiologique de reflux par dépression de la fermeture de la valve aortique.
Le signal étant audible, le système dispose également d’un haut-parleur qui permet
d’apprécier l’écoulement directement à l’oreille.
Au niveau d’artères plus périphériques, le signal est moins intense, en raison de
l’amortissement du flux. De même l’onde négative disparaît.
L’analyse des profils Doppler permet de définir un certain nombre de paramètres
comme l’Indice de Résistance circulatoire :
IR 
S-D
S
S et D représentent respectivement les vitesses systoliques et télé-diastoliques. Cet
indice augmente lorsque la résistance circulatoire augmente.
L’un des principaux intérêts de la vélocimétrie Doppler est de mettre en évidence une
sténose ou une occlusion sur le trajet d’une artère ou une thrombose veineuse.
Fémorale commune
Fémorale superficielle
Poplitée
Sténose
Laminaire
Turbulant
Laminaire
Dans ce cas, on observe une augmentation de l’indice de résistance circulatoire en
amont de la sténose
Ce type de tracé ne permet pas de mesurer les vitesses d’écoulement car l’angle  est
difficilement mesurable. Or, le tracé est le reflet de la vitesse moyenne et ne tient pas compte
de la dispersion des vitesses circulatoires comme c’est souvent le cas en pathologie.
Il est possible de mettre en évidence les différentes vitesses circulatoires en réalisant
une analyse par analyse de Fourier des différentes variations de fréquence. C’est le principe
de l’analyse spectrale.
12
Hz
Carotide primitive
t
Normale
Sténose
L’intensité lumineuse de chaque fréquence traduit son importance relative. L’analyse
de la répartition des fréquences permet de détecter un état pathologique comme une sténose
artérielle ou une thrombose veineuse.
3-C) Vélocimétrie Doppler à émission pulsée
L’une des limites de l’émission continue est de ne pas discriminer l’origine des
signaux en fonction de la profondeur, ce qui constitue une limite à l’étude de structures
vasculaires complexes. La vélocimétrie à émission pulsée permet de résoudre ce problème.
Son principe repose sur l’adaptation de la durée de l’émission et de la réception en fonction de
la profondeur supposée du vaisseau à explorer :
Vaisseau 1
Vaisseau 2
Emission
Réception
Os
x (profondeur)
13
La sonde possède un seul transducteur assurant à la fois l’émission et la réception.
L’émission est à durée très courte (pulse) Elle est suivie d’une réception qui enregistre
successivement les échos émis par les différentes interfaces. Les échos correspondants aux
interfaces les plus superficielles sont détectés avant ceux issus des interfaces profondes :
Peau
Vaisseau #1 Vaisseau #2
Os
t
Le moment où l’écho est détecté est lié à la profondeur par la relation :
2d
c
Il est possible de distinguer les signaux en fonction de la profondeur en bornant le
moment et la durée de l’enregistrement de la réception sur un intervalle dépendant de la
profondeur du vaisseau étudié :
t
t=f(x)
intervalle de réception
Lorsque la dernière interface a été détectée, un nouveau pulse est émis puis de
nouveaux signaux sont enregistrés sans risque de superposition.
La vélocimétrie pulsée est particulièrement bien adaptée à l’étude des vaisseaux
profonds comme, par exemple, les artères rénales à la recherche de sténoses dans un contexte
d’hypertension artérielle. Une application particulière du Doppler pulsé est le Doppler
transcrânien qui consiste à étudier les vaisseaux intra-crâniens, le faisceau d’ultrasons étant
émis à travers des fenêtres osseuses peu épaisses (exemple : fenêtre trans-temporale pour les
artères du polygone de Willis et fenêtre trans-orbitale pour le syphon carotidien et l’artère
ophtalmique ..)
Doppler transcrânien : artère ophtalmique normale
14
4°) Echographie
Basée sur le principe de l’enregistrement de la réflexion des ondes ultrasonores,
l’échographie s’est considérablement développée ces dernières années.
Sur le plan technique, il existe plusieurs modes échographiques qui fournissent des
informations séméiologiques différentes.
4-A) Echographie de mode A
Premier mode échographique décrit, le mode A ou unidimensionnel est aujourd’hui
peu utilisé à l’exception de l’ophtalmologie. Néanmoins la compréhension de son principe
permet d’aborder la description des autres modes.
-
Principe
Emetteur
Récepteur
Synchronisati
on
Amplificateur
HF
Base de temps
y
x
Les plaques verticales de l’oscilloscope sont reliées à un générateur de tension (Base
de temps) qui provoque un balayage permanent, de la gauche vers la droite, du faisceau sur
l’écran. La durée du balayage dépend de la profondeur de l’organe à explorer de manière à
enregistrer lors d’un balayage tous les échos provenant de l’organe. Cette base de temps est
synchronisée avec la partie émettrice de la sonde de façon à déclencher un pulse après chaque
balayage.
15
Les plaques horizontales de l’oscilloscope sont reliées, après amplification des
signaux à la partie réceptrice de la sonde. Chaque écho provoque une déflection verticale du
faisceau proportionnelle à l’intensité de l’écho, c’est à dire à l’importance de l’interface
rencontrée. Cette déflection intervient à un instant qui dépend de sa profondeur. Ainsi, plus
l’écho est précoce, plus la déflection interviendra au moment où le faisceau est proche du
bord gauche de l’oscilloscope.
L’image formée correpond ainsi aux différentes interfaces rencontrées sur le trajet des
US, la profondeur de ces interfaces correspondant à l’axe des x et leur intensité à l’axe des y.
Cette image est uni-dimensionnelle.
-
Bases séméiologiques
Seule l’ophtalmologie bénéficie encore du mode A car cette technique permet de
mesurer avec précision les dimensions des différentes structures de l’oeil en tenant compte du
temps d’enregistrement des différents échos.
X (profondeur)
Echographie de type A : mesure des dimensions de l’œil
Principale indication : chirurgie de la cataracte avec mesure des dimensions du cristallin
4-B) Echographie de mode B
En fournissant une image bi-dimensionnelle, l’échographie de mode B s’est imposée
comme la technique échographique de référence. Du fait des difficultés techniques à
enregistrer les échos issus des structures osseuses et aériennes (cf. ci-dessus), cette technique
est surtout mise en oeuvre pour explorer les organes et les tissus mous pour lesquels la
présence de structures osseuses ou aériennes ne constitue par un obstacle (tableau).
Organes facilement accessibles
par échographie
Cœur
Foie – Rate – Pancréas –Rein –
Organes génitaux
Œil - Thyroïde
Muscles
Fœtus
Organes non ou peu accessibles
par échographie
Poumon
Tube digestif
Cerveau
Squelette
16
Son principe dérive directement de l’échographie de mode A.
-
Principe
Emetteur
Synchronisatio
n
Récepteur +
Seuil
Amplificateur
HF
Base de temps
Les plaque verticales de l’oscilloscope sont reliées directement à la partie mécanique
de la sonde. Quelque soit le type de sonde (tournante, barrette, ..), elle donne la position du
balayage. Ainsi, pour une barrette multisondes, l’ensemble des échos provenant de la ligne en
regard de la sonde la plus à droite, se situe sur la partie droite de l’image.
Les plaques horizontales sont reliées à la base de temps et donne la profondeur des
échos.
Pour améliorer la qualité de l’image, toutes les interfaces rencontrées ne sont pas
prises en compte. Seules les plus importantes participeront à la formation de l’image. Aussi,
la partie réceptrice de la sonde sélectionne uniquement les signaux ayant une certaine
amplitude (seuil) et ceux-ci déclenchent l’ouverture ou la fermeture du faisceau.
Sur les échographes modernes, l’oscilloscope est remplacé par un ordinateur et
l’image obtenue est numérique. Cependant, le principe de formation de l’image reste
inchangé. L’image obtenue est bidimensionnelle . Elle correspond à un plan situé en regard de
la sonde. Le déplacement de la sonde permet l’exploration d’un nouveau plan.
17
Profondeur
Echographie hépatique normale visualisant le parenchyme (gris), les voies et canaux biliaires
(noir) et la graisse(blanc).
-
Bases séméiologiques
L’imagerie échographique est une imagerie d’interfaces. Les différentes structures explorées
sont distinguées de plusieurs manières :
Exemples :
-
Les interfaces entre zones d’impédances acoustiques différentes génèrent
un écho intense et sont perçues comme des contours brillants. C’est le cas
de la graisse entourant un organe (cf. échographie hépatique).
-
Les régions liquidiennes ne génèrent aucun écho et apparaissent en noir.
Kyste liquidien de la thyroïde
Vaisseaux – Voies biliaires
Cavités cardiaques
VD
Septum
VG
Oreillettes
-
Les structures pleines et à peu près homogènes donnent un signal diffus
d’intensité variable (ex : parenchyme hépatique ou thyroïdien)
18
-
Echographie temps réel : le développement technologique des sondes
échographiques permet une fréquence d’acquisition des images de plus en
plus rapide (jusqu’à 100 images par seconde), particulièrement bien
adaptée à l’étude des structures mobiles comme les parois cardiaques, les
vaisseaux et le fœtus.
-
Mesures échographiques : lors d’un examen échographique, il est
fréquent de pratiquer des mesures visant à déterminer des paramètres aussi
divers que la taille d’une tumeur, le taux de raccourcissement d’une paroi
myocardique ou l’âge d’un fœtus. Ces paramètres sont trop nombreux pour
pouvoir être décrits.
En pratique, l’échographie est une technique très observateur dépendant qui ne peut
pas être interprétée sur des documents papiers mais que seul l’opérateur peut décrire en
fonction des conditions d’acquisition (position et inclinaison de la sonde, plans explorés,
technique utilisée, ...). Elle nécessite une grande expérience, notamment en fonction des
domaines explorés.
4-C) Echographie de mode M
Ce mode échographique particulier permet l’étude d’interfaces en mouvement, en
donnant une représentation de la position des interfaces en fonction de leur profondeur et du
temps.
-
Principe
Emetteur
Récepteur +
Seuil
Synchronisation
Amplificateur
HF
Base de temps
Temps
19
Les plaque verticales de l’oscilloscope sont reliées à une nouvelle base de temps qui
provoque un balayage temporal horizontal permettant de suivre le déplacement en fonction
du temps des interfaces.
Les plaques horizontales sont reliées à la base de temps et donne la profondeur des
échos.
Comme dans le mode B, les échos reçus sont sélectionnés et amplifiés avant de
provoquer l’ouverture du faisceau.
-
Bases séméiologiques
Le domaine d’application du mode M est restreint à la cardiologie et plus
particulièrement à l’étude de la cinétique des parois et des valves cardiaques. En pratique, il
est réalisé, comme en vélocimétrie Doppler, un tracé papier en fonction du temps sur lequel
des paramètres quantitatifs peuvent être calculés. Pour une position donnée de la sonde, seules
les interfaces situées sur le trajet des US sont enregistrées. Pour étudier un autre trajet, il faut
déplacer la sonde.
Cette méthode est particulièrement adaptée à la quantification de la sévérité d’une
insuffisance cardiaque ou d’une valvulopathie.
Etude en mode M des parois
ventriculaires
Etude en mode M d’une valve
mitrale
4-D) Echographie-Doppler
L’association de l’échographie en mode B temps réel et de la vélocimétrie Doppler a donné
naissance à l’échographie-Doppler. Cette méthode permet d’enregistrer simultanément une
image bi-dimensionnelle et le signal Doppler correspondant au fluide en mouvement au sein
de l’image.
La présence de l’image permet de repérer et sélectionner les vaisseaux ou les
cavités étudiés et de fournir des mesures (longueur, section, surface, ..) utiles pour
calculer des paramètres circulatoires comme le débit. L’image échographique est codée
sur un mode classique en noir et blanc.
20
Le signal Doppler lui-même peut être représenté :
-
soit classiquement sous la forme de profils de vitesse,
-
soit sous forme paramétrique en affectant à chaque pixel du vaisseau un codage
couleur, proportionnel au sens et à l’intensité du flux (Doppler couleur).
Echo-Doppler et profil de vitesse
Insuffisance mitrale
Doppler couleur
Artères et veinse fémorales
***
21
Explorations radiologiques
22
Objectifs du cours :
-
-
Comprendre le fonctionnement des différentes techniques d’imagerie utilisant les
rayons X
Expliquer l’importance du contraste en radiologie
Expliquer les bases séméiologiques de l’imagerie radiologique
Donner quelques exemples d’application diagnostique
1°) Production et nature des rayons X utilisés en radiologie
1-A) Rappels et définitions
L’imagerie radiologique repose sur le principe de l’atténuation différentielle des
rayons X par les différents tissus de l’organisme. C’est une conséquence directe des lois
d’atténuation :
x
I1(E)
I0(E)
I2(E)
A travers chacun des tissus, l’intensité du faisceau transmis vaut :
I(E) = I0(E)e-x
Deux tissus seront correctement individualisés si les termes en x sont
significativement différents (avec  le coefficient d’atténuation des tissus pour l’énergie
utilisée). Ces coefficients dépendent de la densité des tissus et de l’énergie du rayonnement.
Parmi les différents mécanismes d’atténuation, deux d’entre eux auront une importance
primordiale :
- L’effet photoélectrique qui sera à l’origine du contraste des images
- L’effet Compton qui sera un facteur d’altération de la qualité des images
Le rôle des autres modes d’atténuation sera négligeable. L’objectif étant d’obtenir des
images avec un contraste et une qualité optimale tout en limitant l’irradiation au minimum, le
23
mode de production des rayons X joue un rôle fondamental car en dépendra la nature des
rayonnements utilisés et par la même, les qualités précédemment évoquées.
1-B) Production des rayons X
-
Le tube de Coolidge (Rappel)
La production des rayons X étant abordée dans le cours de biophysique des radiations,
seuls seront détaillés les points nécessaires à la compréhension du principe de formation de
l’image radiologique.
HT
Générateur
de courant
électrons
C
A
Diaphragme
Blindage (Pb)
Filtre
RX
La focalisation du faisceau est assurée à la fois :
-
par l’anode qui peut être inclinée ou tournante afin de réduire les dimensions du
foyer.
Foyer optique
-
par le diaphragme dont le diamètre variable permet d’optimiser le champ
d’irradiation en fonction de l’organe étudié.
Cette focalisation joue un rôle important à la fois dans la qualité de l’image (tache focale) et
l’irradiation du patient (champ).
24
Le spectre de RX est continu et comprend les deux composantes correspondant au
rayonnement de freinage des électrons et au rayonnement caractéristique de l’anode. Les
photons de faible énergie sont autoabsorbés par l‘anode, ce qui provoque une déformation du
spectre :
Rayonnement
caractéristique
Flux
Autoabsorption par
l’anode
E(keV)
1-C) Facteurs influençant le spectre
Les conditions d’utilisation du tube dépendent du type d’examen et du patient. Quatre
paramètres principaux peuvent être modifiés.
-
La tension d’accélération du générateur :
Elle définit l’énergie des photons incidents et donc la limite supérieure du spectre. La
relation entre la tension d’accélération en Volt et la longueur d’onde correspondante est
donnée par la loi de Donnan et Hunt (cf. biophysique des radiations). En pratique toute
variation de la tension d’accélération provoque une variation de la limite supérieure du spectre
dans le même sens.
En radiologie la tension d’accélération varie de 25 à 130 kV
-
25 – 30 kV : basse tension (Ex mammographie)
110 – 130 kV : haute tension (Scanner)
L’intensité du courant dans la cathode :
Le flux  théorique global de rayons X est proportionnel au nombre d’électron et donc au
courant de cathode i selon la relation :

KiZE 0 2
2
25
avec Z le numéro atomique de l’anode et E0 l’énergie maximale du spectre. Toute variation de
l’intensité provoque une variation dans le même sens du flux de rayons X.
-
Le temps de pose :
Le nombre total de photons émis peut être augmenté en allongeant le temps de pose.
En pratique, ces deux derniers paramètres sont combinés pour donner le nombre de mAs,
c’est-à-dire le produit de l’intensité du tube en mA par la durée d’exposition en s.
Le nombre de mAs est adapté au patient (poids, taille) et au type d’examen. Toute
augmentation de ce facteur provoque une augmentation de l’irradiation.
-
Le filtre :
Le filtre situé à la sortie du tube a pour effet de réduire encore plus la part des rayons
de faible énergie qui sont facilement arrêtés par le patient et sont à l’origine d’une irradiation
inutile. Il est souvent en Aluminium.
Ce filtre peut être modifié dans certaines situations particulières comme la
mammographie ou l’absorptiométrie biphotonique.
En mammographie, le sein de la patiente est examiné de profil. L’épaisseur de tissu
traversé dépend de la morphologie du sein. Il est possible d’optimiser le spectre de rayons X
en utilisant différents filtres adaptés à l’épaisseur de tissu afin d’augmenter le contraste de
l’image (voir plus loin) tout en minimisant l’irradiation.
En absorptiométrie biphotonique, le rôle du filtre est d’obtenir deux spectres centrés
sur des énergies différentes. En effet, cette technique radiologique indispensable pour la mise
en évidence d’une ostéoporose est basée sur l’atténuation différentielle et quantifiée de 2
rayonnements d’énergie différente permettant de décomposer les tissus en tissus osseux et
tissus mous par résolution du système d’équation suivant :
Equation 1 (Energie 1) I1(x) = I10e-(TMxTMG+ HyxHy)
Equation 2 (Energie 2) I2(x) = I0e-(TMxTM+ HyxHy)
avec TM pour tissus mous et Hy pour hydroxyapathite
Spectre initial
Spectre filtré (terre rare)
26
2°) Formation de l’image radiologique et bases séméiologiques
(scanner excepté)
2-A) Image radiante
Quelle que soit la technique radiologique (radiologie conventionnelle, amplification de
brillance, scanner, ..), la formation de l’image est basée sur la notion d’image radiante. Celleci est la conséquence directe de la loi d’atténuation rappelée plus haut. Lorsqu’un faisceau de
rayon X d’intensité uniforme traverse un milieu constitué de tissus inhomogènes, l’intensité
transmise du faisceau varie d’un point à l’autre de la section droite du faisceau. On appelle
« image radiante » la distribution de l’intensité dans la section droite du faisceau transmis.
Sujet
Air
Os
Image
radiante
Image
détectée
tissus mous
L’image radiante fournit un négatif de la densité des tissus. Ainsi, l’air peu dense
laisse passer un grand nombre de photons et est associé à une intensité élevée de l’image
radiante. Au contraire, l’os est associé à une intensité faible.
L’image radiante est ensuite détectée et mise en forme. Cette étape dépend du type
d’imagerie radiologique.
2-B) Radioscopie
1) Radioscopie classique
En radioscopie classique, l’image était formée sur un écran de fluorescence qui
s’éclairait sous l’action directe des rayons X. Le radiologue l’observait à travers un écran en
verre protecteur. Fortement irradiante pour le praticien et nécessitant une adaptation
27
prolongée à l’obscurité, cette technique est désormais pratiquement abandonnée. Elle est
remplacée par la radiographie à amplificateur de brillance.
2) Radiographie à amplificateur de brillance
Cette technique permet des études cinétiques en temps réel. Comme en radioscopie
l’image lumineuse se forme sur un écran de fluorescence :
Image
radiante
Ecran de
fluorescence
Electrons
Ecran de
fluorescence
Cellules
photoélectriques
Le premier écran de fluorescence (Sulfure de Zinc) transforme les Rayons X en lumière.
Les cellules photoélectriques transforment la lumière en électrons qui sont focalisés
(augmentation de la densité), afin d’augmenter la luminosité de l’image.
Le deuxième écran de fluorescence transforme les électrons en lumière, puis l’image est
filmée et visualisée sur un écran de TV.
La radiographie à amplificateur de brillance présente les avantages suivants :
-
L’opérateur est hors du champ d’irradiation. En fait, ce n’est pas toujours le cas,
en particulier au bloc opératoire et dans les salles de coronarographie. De ce fait,
cette technique est une source d’irradiation non négligeable.
-
La dose délivrée au patient est 10 fois inférieure à celle de la radioscopie.
-
Des enregistrements au magnétoscope sont possibles, ce qui permet une
visualisation différée des bandes.
28
En revanche, la résolution est légèrement moins bonne que celle de la radiologie
conventionnelle. Cette technique est particulièrement adaptée aux études cinétiques,
notamment vasculaire. L’exploration de la circulation coronaire (coronarographie) avec
injection d’un produit de contraste constitue l’une des principales indications.
Coronarographie normale : bonne visualisation de l’inter-ventriculaire antérieure et de la
circonflexe.
Sur le plan séméiologique, une sténose coronaire se traduira par une réduction du diamètre
coronarien.
2-C) Radiographie conventionnelle
On regroupe sous ce terme la radiologie standard avec ou sans produit de contraste sur
un film radiographique et ne faisant pas ou peu l’objet de traitement informatique. Avec la
nouvelle législation qui interdit l’usage de film d’argent pour des raisons d’environnement,
les modalités de formation de l’image ont subi de profondes modifications. Ainsi l’acquisition
directe de l’image sur le film radiographique tend à être remplacé par la numérisation.
1) Le film radiographique
Le film photographique est constitué d’un gel dans lequel sont inclus des grains de
bromure d’argent. Le gel repose sur une plaque de cellulose. Le film est couplé à un écran
renforçateur qui convertit les rayons X en photons fluorescents de manière à augmenter le
nombre de rayons détectés.
Exposition :
RX
Gel
Plaque de
cellulose
Grains de AgBr  Ag métalique par arrachement d’un électron
29
Révélation :
Transformation de tous les grains en argent métallique. Cette transformation est plus
importante pour les grains ayant subi une interaction.
Fixation :
Le bromure d’argent restant et le gel sont dissous par un solvant. La quantité d’argent
métallique restant sur la plaque de cellulose est proportionnel à l’intensité de l’image radiante
et apparaît en noir.
Conséquences séméiologiques importantes :
-
Signification de l’échelle de gris radiologique
L’échelle de gris est le reflet de la densité des milieux traversés :
Les tissus à l’origine d’une forte intensité de l’image radiante, c’est à dire peu
dense comme l’air, apparaissent en noir (trachée, bronche, air pulmonaire, sinus de
la face, certaines portion du tube digestif).
Les tissus à l’origine d’une faible intensité de l’image radiante, c’est à dire très
dense comme l’os, apparaissent en blanc.
Les tissus à densité intermédiaire apparaîtront en gris avec un aspect plus
noir pour la graisse et plus clair pour les structures hydriques ou parenchymateuses.
Os
Eau
Graisse
Parenchyme
Air
Les tonalités précédentes sont relatives. Elles peuvent varier en fonction des
conditions d’acquisition (tension, intensité et durée d’exposition)
Elle dépend également de l’épaisseur des tissus traversés. Pour deux structures de
densité équivalente, la plus épaisse sera la plus blanche.
30
-
L’image obtenue est une projection conique :
Ceci est lié au fait que le patient se situe entre le tube et la plaque, généralement près
de la plaque. Par conséquent, le faisceau de rayonnement n’est pas parallèle mais conique, le
sommet étant représenté par le tube :
Tube
Clavicule
(os)
Poumons
(air)
Plaque
Ombre cardiaque
Rachis
Il en découle 2 notions particulièrement importantes :
- Les organes sont déformés et agrandis selon un facteur d’homothétie r qui dépend
de la profondeur de l’organe :
r
F
F-S
avec F la distance foyer-plaque et S la distance organe-plaque. La déformation sera moins
grande si la plaque est proche de l’organe, c’est pourquoi la plaque est placée près du patient.
Sur la figure précédente, les arcs costaux antérieurs sont légèrement moins agrandis que le
rachis.
De plus, la forme d’une structure anatomique dépend de sa position par rapport au
faisceau.
- Les éléments anatomiques se superposent et il est, à priori, impossible de préjuger
de la situation respective de plusieurs structures. Ainsi, sur le cliché précédent l’ombre
cardiaque se trouve en partie sur le même plan que le rachis thoracique. De même et aux
différences d’agrandissement près, il n’existe pratiquement aucune différence entre 2 clichés
réalisés le dos ou le ventre contre la plaque L’interprétation d’une radiographie impose donc
une connaissance précise de ces superpositions.
Nous envisagerons à titre d’exemple et parce qu’il s’agit de l’examen radiologique le plus
pratiqué, le cas de la radiographie thoracique.
31
Application : analyse du cliché thoracique standard :
Le cliché thoracique standard est un document indispensable à tout bilan
pneumologique et cardiaque. Il complète l’examen clinique et apporte des données
essentielles au diagnostic. Il nécessite une haute tension (120-140 kV), un temps de pause le
plus court possible, et l'inspiration profonde.
Au niveau du médiastin, on décrit des lignes correspondantes à des zones de jonction
ou de réflexion de la plèvre. Ces lignes sont au nombre de 10 :
10
1. para-artérielle gauche = sous-clavière
2. médiastinale postérieure
3. para-veineuse supérieure droite = tronc brachio-céphalique
4. para-azygos
5. médiastinale antérieure
6. para-aortique (aorte descendante)
7. para-vertébrale droite et gauche
8. veine cave inférieure
9. para-œsophagienne (bord droit de l’œsophage)
10. para-cardiaque G (bord G de la crosse aortique, tronc de l’artère pulmonaire, ventricule G)
La ligne para-cardiaque D est constituée essentiellement des lignes para-veineuses (paraveineuse supérieure D, para-azygos, oreillette D, veine cave inférieure D)
32
Sur les clichés de face et de profil, on distinguera également les coupoles
diaphragmatiques, les culs de sac pleuraux, les seins, les structures osseuses avec notamment
des superpositions entre arcs antérieurs et postérieurs suivants et la trachée.
L’association face plus profil permet de s’affranchir de certaines superpositions de
plans et de mieux étudier certaines structures comme le cœur. L’image étant une projection, il
n’existe pratiquement pas de différence entre un profil D et un profil G
L’interprétation de tout cliché passe par une analyse rigoureuse de l’ensemble de ces
lignes et structures en suivant en particulier la plèvre et les lignes médiastinales.
Une telle analyse doit être reproduite pour toute incidence radiologique quel que soit
l’organe étudié. Il ne saurait être question ici de les aborder toutes, d’autant que leur
interprétation est le plus souvent confiée à un spécialiste de l’imagerie médicale. Il en va de
même pour les aspects pathologiques qui seront vus en DCEM 1 et lors des stages
hospitaliers. A titre d‘illustration , en voici quelques exemples :
-
Syndrome alvéolaire :
33
C’est l’ensemble des signes radiologiques consécutifs à la disparition de l’air contenu
normalement dans les alvéoles pulmonaires, cet air étant remplacé par un liquide ou par des
cellules. Les opacités de type alvéolaire sont mal limitées, à contours flous (ex : œdème
pulmonaire). Mais il peut s’agir aussi d’une opacité bien limitée, systématisée (pneumonie).
Cet aspect peut également se rencontrer dans les cancers broncholio-alvéolaires
-
Syndrome interstitiel
Il est le reflet d’une augmentation de l’épaisseur des structures interstitielles qui peut
être consécutive à une infiltration liquidienne par stase veineuse (œdème interstitiel), à un
engorgement (lymphangite métastatique), à une prolifération cellulaire ou de tissu anormal
(granulome, fibrose interstitielle diffuse). Il se traduit par un flou péri-broncho-vasculaire
avec hyperdensité du parenchyme. Contrairement au syndrome alvéolaire, les opacités
interstitielles sont des opacités à bords nets, non confluantes, non systématisées.
-
Le syndrome pleural :
Il regroupe l’ensemble des informations qui, sur un cliché thoracique, témoigne d’un
épanchement gazeux ou liquidien au niveau d’une cavité pleurale. Il en existe de plusieurs
types dont l'épanchement liquidien (cliché ci-dessus) basi-hémithoracique effaçant la coupole
34
diaphragmatique, à limite supérieure concave remontant dans l'aisselle (courbe de
Damoiseau).
Il ne s’agit là que d’une vue très partielle des différents syndromes observés.
2) La numérisation radiographique
La plaque photographique classique disparaît progressivement au profit d’une
détection numérique des photons à l’aide de capteurs spécifiques. La numérisation résulte de
la discrétisation de l’image radiante et aboutit à une image codée constituée d’un ensemble de
points appelés pixels. Chaque pixel possède une valeur proportionnelle à la densité surfacique
de photons de l’image radiante :
Numérisation d’une radiographie pulmonaire. Pour des raisons didactiques, les pixels
sont de grande taille. En pratique leur taille est nettement plus petite et optimisée en fonction
de la résolution spatiale.
Il existe deux méthodes de digitalisation :
- Digitalisation indirecte : le film argentique est balayé par un laser ou un détecteur
CCD (charge coupled device : principe du scanner informatique). Cette digitalisation ne
répond pas à la nécessité de ne plus utiliser d’argent et est progressivement remplacée par la
numérisation directe.
- Digitalisation directe : Dans ce cas, le film d’argent est purement et simplement
remplacé par un détecteur photosensible comme les plaques au phosphore. Celles-ci sont
constituées d’un écran au phosphore, qui convertit les rayons X en lumière, placé au-dessus
de détecteurs CCD dont le rôle est de convertir la lumière en signal électrique. D’autres
détecteurs assurent une conversion directe des rayons X en charges électriques.
35
Image
radiante
Lumière (fibre
optique
Ecran au
phosphore
Barrette CCD
Sur le plan pratique, l’image est visualisée sur un ordinateur où elle peut subir un
certain nombre de traitements informatiques (analyse de forme, filtrage, normalisation de
l’échelle de gris, mesures morphologiques, ....). Les documents peuvent être édités sous la
forme de films ne contenant pas d’argent par impression thermique ou laser, mais aussi
stockés et transmis par réseau vers le praticien prescripteur. L’interprétation des clichés est
parfois facilitée par l’amélioration de la qualité des images. Cependant les bases
séméiologiques restent dans une large mesure inchangée.
2-D) Le contraste radiologique
Quel que soit le mode d’acquisition considéré, le fondement séméiologique de
l’imagerie radiologique est la mise en évidence d’une différence d’atténuation en fonction des
coefficients d’atténuation des tissus traversés. C’est cette différence qui est à l’origine du
contraste radiologique, lequel constitue la base informative de l’image radiologique. La
qualité de l’image radiologique et la pertinence du diagnostic sont ainsi directement liées au
contraste. Ce point mérite donc à lui seul un chapitre particulier.
1) Définition et facteurs influençant le contraste
Considérons 2 milieux constitués par des tissus différents. Par exemple du tissu osseux
noyé au sein de tissus mous :
d
2
I0
I2
x
1
I1
36
Par définition le contraste de l’image est égal à :
I I
C  1 2
I1  I 2
Avec I1 et I2 les flux radiants en dehors et au niveau de la structure osseuse. D’après la
loi d’atténuation, ces flux valent respectivement :
I1 = Ioe-1d = Ioe-(1x-1(d-x))
I2 = Ioe-(2x-1(d-x))
L’image apparaîtra très contrastée si I2 est nul (atténuation totale). Dans ce cas C = 1
L’image n’aura aucun contraste si I1 = I2 (atténuation équivalente). Dans ce cas C = 0
En remplaçant I1 et I2 par leur expression dans la définition du contraste, on montre que :
C
e - μ1x  e - μ 2 x
e -μ1x  e -μ2x
Par la suite en posant e-x = 1-x et en considérant que x << 1, on montre que :
C
1  μ1x  1  μ2x μ2x  μ1x (  2  μ1)x


1  μ1x  1  μ2x
2
2
Par conséquent, le contraste dépend essentiellement de :
- L’épaisseur de la structure que l’on veut observer (ici l’os) et non de l’épaisseur
totale traversée. Plus cette structure est fine, plus le contraste sera faible. Par contre, il n’est
pas possible d’agir directement sur cette grandeur pour améliorer le contraste
- La différence d’atténuation entre la structure et le milieu environnant
( = 2-1). Aux énergies utilisées, la différence d’atténuation Compton entre les milieux
est négligeable. Seule l’atténuation par effet photoélectrique est donc susceptible de participer
au contraste. Or, celle-ci peut être représentée par l’expression suivante (cf. cours de
Biophysique des rayonnements) :
μ  kρ
Z23
E3
avec Z le numéro atomique effectif du milieu,  sa masse volumique et E l’énergie du
faisceau. Par conséquent :
Δμ  k
(ρ 2 Z 2 3  ρ1Z13 )
E3
37
L’amélioration du contraste de l’image radiographique passe donc par l’augmentation
de .
- Influence de la tension d’accélération : une première solution est de diminuer
l’énergie du faisceau en agissant sur la tension d’accélération du tube. Cependant, ceci se
traduit par une augmentation de la part du rayonnement arrêté par le patient et par conséquent
de la dose délivrée.
Muscle
Os
Contraste
42 kV
75 %
25 %
0,5
25 kV
60 %
1%
0,98
Pourcentage de rayonnement transmis et contraste en fonction de la tension
d’accélération : l’amélioration du contraste se fait au prix d’une irradiation supplémentaire.
De plus, seule une faible part du rayonnement participe à la formation de l’image, ce
qui impose d’augmenter le flux en agissant sur le nombre de mAs et contribue de nouveau à
l’irradiation du patient. Dans ces conditions un compromis doit être trouvé entre l’énergie, le
flux et la dose délivrée.
Application : la mammographie
L’un des objectifs de cet examen est entre autres de retrouver des microcalcifications au sein
du tissu mammaire qui permettent de suspecter la présence de lésions cancéreuses. Leur taille
étant très faible (~100 m), il est nécessaire de réduire la tension d’accélération aux environs
de 20 à 30 kV.
microcalcifications
- Influence de densité des tissus (Z) : d’une façon générale, le contraste est non nul
si la densité des tissus est suffisamment différente, c’est-à-dire s’ils sont constitués de calcium
(squelette et calcifications) ou d’air au sein de tissus mous.
38
Conséquence séméiologique importante :
En radiologie standard, les structures qui apparaissent naturellement nettement
contrastées sont :
-
Le squelette et les calcifications (ex : calcifications vasculaires, hématome calcifié,
calculs biliaires ou rénaux...).
-
Les organes contenant de l’air (poumons et tube digestif). Ainsi pour améliorer le
contraste lors d’une radio de poumon, il est demandé au patient de réaliser une
inspiration forcée. Au niveau du tube digestif, la présence d’air permettra de
repérer l’estomac (poche à air gastrique). De même l’apparition de bulles d’air à
base horizontale témoignera dans le cas d’un tableau abdominal aigu d’un
syndrome occlusif.
En revanche 2 structures hydriques ou parenchymateuses seront difficiles à distinguer
et à analyser. C’est pourquoi, il est souvent nécessaire de rehausser le contraste en augmentant
artificiellement la densité de l’un des milieux. C’est le principe de la radiologie avec produit
de contraste.
2) Radiologie avec produits de contraste
Les produits de contraste sont utilisés pour majorer le contraste naturel des
compartiments dans lesquels ces produits sont distribués ou éliminés. Leur action est liée à
leur Z ou leur poids moléculaire élevé. La plupart des produits de contraste sont à base d’iode
(Z=53) ou de Sulfate de Baryum (Baryte : PM=233).
Les produits iodés sont essentiellement utilisés pour opacifier :
-
les structures vasculaires (artériographie, phlébographie, lymphographie,
coronarographie)
le liquide céphalo-rachidien (radiculo- saccographie, myélographie, ...)
les voies d’éliminations (urographie intra veineuse, choloangiographie intra
veineuse, ...)
des cavités (cystographie, arthrographie, hystérographie, fistulographie, contrôle
de drain, ..)
Ces produits sont responsables d’un certain nombre de complications et doivent être
considérés comme des médicaments. Parmi celles-ci, les réactions anaphylactoïdes sont les
plus courantes pouvant aller de simples réactions nauséeuses ou vertigineuses à des œdèmes
laryngés ou des hypotensions, pouvant même dans des situations exceptionnelles, mettre en
jeu le pronostic vital du patient. Par conséquent, l’utilisation de produit de contraste impose
un interrogatoire rigoureux du patient à la recherche de facteurs de risques (antécédents
allergiques, ...) et si nécessaire, la mise en oeuvre de mesures préventive (corticoïdes,
antihistaminiques, ..).
La baryte est plus spécifiquement réservée aux explorations digestives (œsophage,
estomac, duodénum, intestins grêle, colon et rectum). Le contraste peut être augmenté en
insufflant dans un deuxième temps de l’air (technique en double contraste).
39
Sur le plan séméiologique, la radiographie avec produits de contraste se traduit par
une opacification qui apparaîtra blanche (densité de type osseuse) sur les clichés. Les
techniques à double contraste sont caractérisées de plus par l’existence d’une ligne noire
(densité aérienne) entourant la cavité étudiée.
L’analyse des clichés impose une très bonne connaissance de l’anatomie de la
structure étudiée. Parmi les nombreuses manifestations séméiologiques, seront
systématiquement recherchées toute variation de calibre (vaisseaux, voies excrétrices, voies
digestives,. ..) caractéristique d’une sténose ou d’une dilatation et toute cavité creusée dans la
paroi d’un organe (niche) pouvant faire suspecter une lésion tumorale.
Exemple : Explorations rénales avec produits de contraste iodés :
-
Cliché de gauche : urographie intraveineuse. Le produit après injection IV est
capté par le rein (temps néphrographique) puis éliminé par les cavités excrétrices.
Sur le cliché, les cavités excrétrices sont normales. A gauche, il existe une
volumineuse dilatation pyélo-calicielle (flèche) secondaire à une lithiase.
-
Cliché de droite : artériographie sélective de l’artère rénale droite. Le produit est
injecté à l’aide d’un cathéter placé à l’origine de l’artère. Il existe une sténose de
l’artère rénale (flèche).
2-E) Les facteurs de flou
Si le contraste représente l’élément séméiologique à la base de toute interprétation
radiologique, celle-ci peut être altérée par les conditions d’acquisition des images. En
particulier, plusieurs facteurs peuvent générer un flou pénalisant et qu’il faut savoir limiter.
40
1) Flou géométrique
A coté des phénomènes d’agrandissement et de superposition de plan déjà envisagé,
d’autres facteurs peuvent altérer la qualité des clichés. C’est notamment le cas du caractère
non ponctuel du foyer du tube utilisé.
Foyer
Plaque
Les bords de l’organe sont interceptés par des rayons provenant de différents points du
foyer. Il s’ensuit un aspect flou des bords de l’image qui peut être réduit, comme pour
l’agrandissement en rapprochant le patient de la plaque et en éloignant le tube. Il est aussi
possible de réduire la taille du foyer en agissant sur le diaphragme.
Conséquence séméiologique (signe de la silhouette) : les bords des structures
anatomiques ou des organes se situant sur un même plan ne sont visibles que s’il existe une
différence de contraste suffisante pour que celui-ci l’emporte sur le flou généré. En revanche,
deux structures de densité identique situées sur des plans différents conservent leurs contours
respectifs.
Opacité se projetant sur l’ombre cardiaque : - gauche : dans un plan différent
- droite : dans le même plan
2) Flou lié au détecteurs
Qu’ils s’agissent de la taille des grains des films d’argent ou de la résolution des
détecteurs numériques, la qualité de la détection peut influencer la qualité de l’image. A
l’heure actuelle, les détecteurs permettent d’atteindre des résolutions spatiales inférieures à
500 m.
41
3) Flou cinétique
Tout mouvement du patient ou de l’organe provoque un flou.
Ces mouvements peuvent être volontaires. Dans ce cas il est nécessaire d’immobiliser
le patient soit de manière coopérative (arrêt de la respiration, immobilisme, ..), soit par
contention ou prémédication . Ceci est particulièrement vrai en pédiatrie et chez les personnes
agitées.
Il existe également des mouvements involontaires comme les mouvements cardiaques
qui ne peuvent pas être contrôlés. Dans ce cas, il faut réduire au maximum les temps de pose.
4) Flou lié au rayonnement diffusé
Tous les rayonnements qui interagissent avec l’organisme ne sont pas totalement
arrêtés par effet photoélectrique. Certain d’entre eux vont diffuser par effet Compton et
changer de direction. Ceci provoque un flou car la position de détection de ces photons ne
correspond pas à un trajet en ligne droite.
2
Foyer
Plaque
1
1 - trajet direct de d’un photon non atténué (pas de flou)
2 - diffusion compton : le photon semble avoir suivi le trajet en pointillé (flou).
Ce flou est réduit en plaçant entre la plaque et le patient une grille anti-diffusante en plomb
qui arrête les photons ayant changé de direction.
Il est également possible de comprimer l’organe (exemple : mammographie)
42
3°) Le scanner : tomodensitométrie (TDM)
L’inconvénient majeur de la radiographie conventionnelle est la superposition des
plans. Celle-ci gêne considérablement la séparation des organes et des structures
anatomiques. Elle provoque l’apparition d’un contraste naturellement faible en dehors des
densités de type osseuses ou aériennes. Ainsi deux structures parenchymateuses seront
pratiquement impossibles à individualiser. Le recours à des techniques tomographiques
permet de résoudre ce problème.
Historiquement la plus ancienne, la tomographie conventionnelle est basée sur le
balayage longitudinal simultané et en sens opposé du tube et du film. Ce double balayage
permet de privilégier un plan de coupe, tout en induisant un flou en avant et en arrière de ce
plan. Cette méthode étant pratiquement totalement abandonnée, elle ne sera pas décrite ici.
Aujourd’hui, la tomographie par rayons X est quasi exclusivement faite du scanner.
3-A) Principe
Mis au point en 1971, par Hounsfield et la société EMI grâce aux royalties issues du
succès des Beatles, le scanner ou tomodensitomètrie (TDM) est basé sur le principe de la
reconstruction de coupes tomographiques à partir de projection de l’organe étudié. Cette
technique de reconstruction n’est pas exclusive aux rayons X et s’applique également à
l’imagerie par émission  (tomoscintigraphie) ou  (tomographie à émission de positon).
L’aspect théorique sera envisagé dans le cours de médecine nucléaire et dans divers certificats
(optionnel et maîtrise).
Schématiquement, le dispositif est le suivant :
Projection
Le tube de rayons X et une couronne de détecteurs tournent autour du corps du patient
et enregistrent une série d'histogrammes correspondant aux profils d'atténuation des tissus de
la coupe examinée suivant plusieurs projections. Ces différents profils d'atténuation
43
reconstituent les densités élémentaires ayant participé à ces atténuations. Ces densités
élémentaires dépendent de la composition des tissus et de l'épaisseur des coupes pouvant
inclure plusieurs tissus de composition différente. Des algorithmes mathématiques permettent
de reconstituer la coupe transverse correspondante.
Sur le plan technologique, les détecteurs sont soit des cristaux à scintillation ou
céramiques, soit des chambres à ionisation. Les appareils de 1° génération étaient constitués
d’un nombre limité de détecteurs imposant, en plus du mouvement de rotation, un balayage
rectilinéaire (balayer = to scan) des détecteurs pour obtenir la coupe tomographique. A l’heure
actuelle, les scanners sont constitués d’une couronne complète de détecteurs tandis que le tube
tourne sur 360°.
Tube
Détecteurs
Table
d’examen
Sur les systèmes les plus modernes, la table d’examen est munie d’un dispositif de
translation longitudinale de telle sorte que l’association rotation du tube et déplacement de la
table aboutit à une acquisition suivant une trajectoire en hélice (scanner spiralé). La
reconstruction des projections nécessite une interpolation linéaire et permet la réalisation d’un
véritable volume 3D de l’organisme à partir duquel des coupes transverses, sagittales,
coronales ou obliques peuvent être reconstruites.
3-B) Bases séméiologiques
1) Représentation spatiale des coupes
Le patient est réputé vu par les pieds. Par conséquent, sur les coupes transverses,
l’avant est en haut, l’arrière en bas, la droite à gauche et la gauche à droite :
D
G
44
2) Echelle de densité
En tout point de la coupe, l’information contenue est proportionnelle aux coefficients
d’atténuation du milieu. La densité des tissus étant directement liée aux coefficients
d’atténuation, il est classique de représenter celle-ci à partir de ces coefficients. Ceux-ci ne
sont pas définis directement, car ils dépendent également de l’ensemble des énergies du
spectre, lequel est difficilement appréciable.
En pratique, ils s’expriment de manière relative en Unités Hounsfield (UH), échelle
semi-arbitraire mais cohérente définie à partir de l’eau :
UH  1000
  eau

Dans cette relation, les coefficients d’atténuation sont estimés en fonction de la
connaissance à priori du spectre. Cette échelle est comprise entre –1000 pour l’air et +1000
pour l’os avec par définition UH de l’eau égale à 0. L’analyse des densités et la
confrontation des images avec l’anatomie constituent la base de l’interprétation.
+1000
Os dense
OS
Vaisseaux iodés
Calcifications : - hématomes
- plexus choroïdes)
+500
Substance grise (40UH)
Substance blanche (35UH)
200
Œdème
LCR
0
EAU
Structures lipidiques
-500
GRAISSE
-1000
AIR
Parenchyme pulmonaire
Sinus frontaux
45
Par rapport à la radiographie conventionnelle, le scanner X permet une plus grande
discrimination des tissus. Il est possible de distinguer la substance blanche de la substance
grise cérébrale. Cependant, il demeure parfois nécessaire de refaire l’examen après injection
d’un produit de contraste, dans des conditions analogues à celles vues précédemment.
Méningiome frontal D : Scanner cérébral après injection d’un produit de contraste
iodé IV. Le processus tumoral occupe l'espace frontal antérieur dont les limites sont fortement
rehaussées par le contraste iodé (blanc). L’accumulation du produit de contraste est le reflet
de la rupture de la barrière hémo-enchéphalique. Le centre est noir du fait de la nécrose.
L'hypodensité postérieure (noir) traduit la réaction œdémateuse. Il existe également une
déviation gauche de la ligne médiane.
3) Exemple : scanner thoracique
- Examen normal : Sur les coupes thoraciques, les différents organes sont nettement
individualisables. On observe 3 grands types de densité :
-
le squelette en blanc (côtes, rachis, sternum)
les tissus mous (muscles, cœur, gros vaisseaux, médiastin) en gris
l’air (alvéoles pulmonaires, bronches) en blanc
46
-
Syndrome alvéolaire :
Le remplacement de l’air alvéolaire par du liquide et des cellules se traduit sur l’image
scanner par une condensation des espaces aréiques
-
Syndrome interstitiel
Il se traduit par un épaississement de l’interstitium pulmonaire, c’est à dire des gaines
et cloisons péri-vasculaires, péri-bonchiques et péri-alvéolaires.
-
Opacités pulmonaires :
On regroupe sous ce terme les images dont la densité est nettement supérieure à celle
du parenchyme pulmonaire et dont la forme est parfaitement ronde ou seulement
grossièrement arrondie. En fonction de la taille, les opacités nodulaires peuvent être classées
en micronodules (diamètre inférieur ou égal à 5 mm), nodules (diamètre compris entre 5 et 30
mm), et masses (diamètre supérieur ou égal à 30 mm).
Les micronodules vus en TDM sont l’expression d’un très grand nombre d’affections
d’étiologies différentes (pneumopathies, bronchopathies, tumeurs pulmonaires secondaires, ..)
47
Les masses sont souvent de nature maligne (cancer bronchopulmonaire, lymphome)
mais peuvent aussi être l’expression de tuberculose, kyste hydatique ou correspondre à des
masses de fibrose pulmonaire telles que celles observées dans la silicose.
-
Embolie pulmonaire :
Au scanner, la mise en évidence d’une embolie pulmonaire (obstruction d’une artère
pulmonaire ou d’une de ses branches par un thrombus) impose l’injection IV d’un produit de
contraste iodé et des clichés réalisés selon la technique du scanner spiralé. La présence du
thrombus est suspectée sur l’absence de rehaussement de la densité à l’intérieur de la lumière
artérielle.
Embolie du tronc de l’artère pulmonaire droite.
Cette technique permet difficilement d’observer des thrombus périphériques.
48
3°) Danger des examens radiologiques
Comme toute exploration in vivo, la radiologie est associée à un risque pour le malade.
Concrètement, celui-ci peut être de 3 ordres.
- Le risque dosimétrique : il est lié essentiellement au rayonnement primaire absorbé
par le patient. L’usage de filtres, de diaphragme et l’optimisation des énergies et du nombre
de mAs permettent de le limiter au minimum. La dose délivrée est très variable d’un examen à
l’autre :
-
Absorptiométrie biphotonique : 1 à 10 Sv
Radio du thorax : 100 S
Mammographie : 1 mSv
Scanner abdominal : 20 mSv
Les irradiations les plus préoccupantes concerne l’usage d’amplificateur de brillance
notamment dans les blocs chirurgicaux et la radiologie interventionnelle (ex : dilatation d’une
artère coronaire sténosée).
Les mesures de protection des patients et du personnel ont été envisagées dans le cadre du
cours de Biophysique des Radiations (radiobiologie, radioprotection). D’une façon générale
on évitera tout examen inutile.
Le risque lié aux produits de contraste : il a été abordé dans le chapitre consacré
au contraste.
-
Le risque interventionnel : il est présent pour tout examen nécessitant une
anesthésie (artériographie, ..) ou associé à un geste chirurgical.
***
49
Explorations isotopiques (Médecine Nucléaire)
50
Objectifs du cours :
-
-
Comprendre le principe des différentes techniques d’imagerie utilisant des
radioéléments.
Définir le rôle de ces techniques en tant que techniques d’exploration fonctionnelle
Expliquer les bases séméiologiques de l’imagerie scintigraphique
Donner quelques exemples d’application diagnostique
1°) La Médecine Nucléaire : définitions
-
-
Médecine nucléaire : ensemble des applications médicales utilisant des traceurs ou sources
radioactives en sources non scellées. Classiquement on distingue :
-
Sources scellées : sources radioactives dont le confinement permet d’en contrôler le
flux. Sur le plan médical, elles sont essentiellement utilisées en radiothérapie (bombe
au cobalt, aiguille de radium, ...)
-
Sources non scellées : sources radioactives dont le confinement ne permet pas d’en
contrôler le flux. Elles peuvent de ce fait être dispersées, notamment dans l’organisme.
Traceur : toute substance qui, introduite dans l’organisme, est physiologiquement
indiscernable de la substance étudiée mais détectable indépendamment de celle-ci.
Exemple : estimation du pourcentage d’Iode captée par la thyroïde lors de la synthèse des
hormones thyroïdiennes.
Solution 1 : mesure des masses respectives d’Iode dans la thyroïde et la totalité
de l’organisme. De telles mesures sont impossibles sans sacrifier l’organisme et donc
inapplicable en médecine.
Solution 2 : administration d’iode radioactif et mesure du pourcentage d’Iode
fixée par la thyroïde grâce à une sonde de détection externe de la radioactivité. Cette
technique permet d’étudier le fonctionnement de la thyroïde in vivo.
Différents types de traceur :
- Isotopes radioactifs détectés par des détecteurs de radioactivité
- Isotopes stables détectés par RMN
- Chaleur
- Colorants
Etant facilement détectés par voie externe, les traceurs radioactifs sont pratiquement
les seuls à être utilisés en médecine.
-
Domaines d’application
-
Diagnostic et explorations fonctionnelles in vivo :
On distingue : - les explorations fonctionnelles
- l’imagerie scintigraphique
51
Actuellement, les explorations fonctionnelles sont le plus souvent couplées à un
enregistrement scintigraphique qui fait de ces explorations la base de l’imagerie fonctionnelle.
Elles nécessitent l’administration au patient d’un traceur radioactif.
-
Diagnostic in vitro :
Ensemble de méthodes de diagnostic biologique ne nécessitant pas l’administration au
patient d’un traceur radioactif. Parmi ces méthodes, la plus utilisée est la radioimmunologie
qui permet de doser dans le sang ou les urines un grand nombre de molécules, en particulier
les hormones.
-
Radiothérapie métabolique :
Ensemble des applications thérapeutiques utilisant l’administration au patient d’un traceur
radioactif (Ex : radiothérapie des cancers thyroïdiens par 131I)
2°) Les radiopharmaceutiques
2-A) Définition
- Radiopharmaceutique : les traceurs radioactifs utilisés en médecine prennent le nom de
radiopharceutiques. Ce sont des molécules radioactives pouvant se localiser sélectivement sur
une structure particulière de l’organisme à des fins diagnostiques ou thérapeutiques, ce qui
exclut les applications in vitro.
Ils sont considérés comme des médicaments et sont soumis, de ce fait, aux mêmes
contraintes administratives. De plus leur caractère radioactif les soumet aux différentes
directives concernant la radioprotection.
2-C) Propriétes
Pour être utilisables, les radiopharmaceutiques doivent répondre aux propriétés
suivantes :
-
Etre spécifiques d’un organe, d’une fonction ou d’une pathologie.
Exemples :
- 123I ou 131I spécifique de la thyroïde
- 99mTc-DTPA spécifique de la fonction glomérulaire
- 111In-Pentétréotide (Octréoscan®) spécifique des
tumeurs endocrines
-
Avoir une période (de quelques heures à quelques jours) et une énergie (50 à
600 keV) adaptée à la détection
-
Ne pas être toxiques sur le plan biologique et radiotoxicologique
-
Pouvoir être utilisés à de très faible concentration de manière à ne pas modifier
le métabolisme de l’organe étudié.
52
2-D) Principaux radiopharmaceutiques utilisés en médecine
- Principe général
La nature d’un radiopharmaceutique dépend du type d’utilisation. On distingue :
-
Les applications diagnostiques in vivo pour lesquelles la molécule radioactive doit être
facilement détectée par voie externe. Ceci impose l’usage d’isotopes à trajet long pouvant
sortir de l’organisme sans être trop fortement arrêtés par les tissus. Toute atténuation de
l’émission radioactive par les tissus provoque une irradiation inutile du patient. Dans ce
cadre, 2 types d’émetteurs radioactifs peuvent être utilisés :
- Les émetteurs  :
Ces émetteurs seront détecté par une sonde à scintillation ou une–caméra. Il constitue le
domaine de la médecine nucléaire conventionnelle.
Exemple :
99
99m
99
Mo

Tc

42
43
43Tc
T2 = 6 h
E = 140 keV
T1 = 67 h
Le rayonnement  du 99mTc représente le principal rayonnement utilisé en médecine, en
particulier en scintigraphie.
- Les émetteurs  :
Les émetteurs  (positons) seront également détectables par l’intermédiaire des photons  de
0,511 keV émis secondairement lors de l’annihilation positon-électron.
 h=0,511 MeV
18
F
électron
 h=0,511 MeV
Les photons de 0,511 keV sont détectés par une caméra à émission de positons. C’est le
principe de la Tomographie à Emission de Positons (TEP)
- Les applications thérapeutiques nécessitent, au contraire des radioéléments à trajet court et
donc fortement atténués par les tissus de façon à irradier volontairement le patient C’est le
cas des émetteurs-.
Le principal radioélément ainsi utilisé est l’131I dans le traitement des hyperthyroïdies ou
des cancers de la thyroïde notamment.
53
- Principaux radiopharmaceutiques utilisés en médecine nucléaire
Il faut distinguer :
-
Les isotopes radioactifs non couplés à une molécule vectrice.
Parmi eux les plus utilisés sont :
-
99mTc ( 140 keV - T=6h) :
123I ( 160 keV - T=13h)
131I ( 360 keV - T= 8j + - )
201Tl ( 70 et167 keV - T=13h)
133Xe ( 81 keV - T=5,25j )
Thyroïde
Thyroïde
Thyroïde (Thérapie)
Myocarde
Ventilation pulmonaire
Tous ces isotopes sont des émetteurs . Dans ce cas l’isotope radioactif est directement
capté par l’organe cible (exemple : captation du 201Tl par les cellules myocardiques)
-
Les isotopes radioactifs couplés à une molécule vectrice.
Dans ce cas la spécificité vis à vis de l’organe est assurée par l’intermédiaire d’une
molécule non radioactive, dite froide, qui peut être détectée après couplage avec l’un des
isotopes précédents :
- Couplé avec du 99mTc
- 99mTc-diphosphonate :
- 99mTc-HMPAO et 99mTc-ECD
- 99mTc-microsphère d’albumine
- 99mTc-MIBI
- 99mTc -Globule Rouge
- 99mTc -DTPA et 99mTc -DMSA
Squelette
Perfusion et métabolisme cérébral
Perfusion pulmonaire
Perfusion myocardique - parathyroïde
Fonction ventriculaire
Rein
- Couplé avec de l’ 111In
- 111In-pentétréotide
Tumeurs neuro-endocrines
- Couplé avec de l’ 123I
- 123I- Datscan
Neurotransmission dopaminergique
C’est ainsi, la scintigraphie osseuse est réalisée avec des diphosphonates marqués au
Tc. Dans cette application les diphosphonates se fixent sur les cristaux d’hydroxyapatite en
fonction du métabolisme osseux.
99m
Le 99mTc est l’isotope  le plus utilisé actuellement car il offre comme avantage de pouvoir
être produit de façon extrêmement simple par n’importe quel service de médecine nucléaire.
Il faut également insister sur le cas particulier du 18F-FluoroDeoxyGlucose pour lequel
l’isotope radioactif est un émetteur  qui devrait prendre, dans l’avenir une place très
importante, notamment en oncologie.
54
- Modes de production
Les radioéléments utilisés en médecine sont des radioéléments artificiels. Leur mode
de production est plus ou moins complexe et peut faire appel à plusieurs procédés :
- Réacteurs nucléaires : produits de fission de 235U
La fission dans un réacteur nucléaire est basée sur la transformation de l’ 235U en 236U
par incorporation d’un neutron. L’236U étant instable, il se coupe en deux isotopes de nature
variable (d’où le terme de produit de fission) avec émission de plusieurs neutrons qui à leur
tour vont s’incorporer à des atomes d’ 235U et amplifier la réaction précédente (d’où le terme
de réaction en chaîne). Ce mécanisme de fission peut se résumer par la formule suivante
235
U + 1n  236U  ZX + Z’Y + x1n
Cette réaction produit également de l’énergie et est mise à profit dans les centrales
nucléaires. Les produits de fission, ZX et Z’Y, sont radioactifs et constituent les fameux
déchets nucléaires. Certains d’entre eux peuvent être récupérés et utilisés en médecine. C’est
par exemple le cas du 201Tl utilisé pour explorer le myocarde.
- Cyclotrons : réaction nucléaire
Une autre méthode consiste à accélérer des particules (neutrons, protons, ) dans un
cyclotron puis à leur faire percuter une cible composée par un isotope stable particulier de
manière à provoquer une réaction nucléaire produisant un isotope radioactif. C’est le mode de
production de l’123I et du 18F :
123
18
I:
F :
lourde)
124
Xe + 1p  123Cs + 21n  123I
H218O + 1p 
18
F + 1n (on notera que le
18
F est produit à partir de l’eau
Les cyclotrons utilisés sont généralement gérés par des entreprises industrielles qui
assurent la livraison des isotopes produits aux services de médecine nuclaire.
55
-
Générateurs : principe de la filiation radioactive
Un procédé relativement simple de produire un isotope à usage médical consiste à
enfermer dans une enceinte plombée, appelée générateur, un radioélément, produit comme
précédemment, qui possède la particularité de se transformer en un second radioélément.
C’est le principe de la filiation radioactive. C’est sur ce mode qu’est produit le 99mTc, isotope
le plus utilisé en médecine, selon la réaction :
99
Mo  99mTc + -  99Tc stable + 
Le Molybdène 99 est un produit de fission de période relativement longue (T=66h), ce qui
permet de le placer dans un générateur qui est expédié vers le service de médecine nucléaire.
En tant qu’émetteur  il n’est pas intéressant pour un usage diagnostique. En revanche, il se
désintègre lui-même, lors de son séjour dans le service, en Technétium 99 métastable
émetteur . Cette technique permet de produire en permanence, dans le service un isotope
particulièrement bien adapté à l’imagerie scintigraphique. C’est la raison pour laquelle cet
isotope est le plus utilisé en médecine.
NaCl
99m
Tc
MoO42absorbé sur
colonne
d’alumine
Enceinte
En Pb
3°) Explorations fonctionnelles
Seront regroupées dans ce chapitre les méthodes diagnostiques utilisant des radioéléments
qui ne nécessitent pas forcément d’avoir recours à la formation d’une image.
3-A Mesure de la fixation d’un traceur par un organe
-
Principe : détermination, grâce à l’administration d’un traceur radioactif, des capacités de
captation et/ou d’élimination d’une substance par un organe.
-
Exemple : Captation et élimination de l’iode radioactif par la thyroïde
Traceur : -
123
I émetteur  de période 13h (Captation uniquement) et d’énergie 160 KeV
56
- 131I émetteur  de période 8j (Captation et élimination) et d’énergie 360 KeV
associé à une émission  (dosimétrie plus importante)
Méthodologie : injection IV ou administration per os (capsules) du traceur puis mesure de la
radioactivité en fonction du temps avec calcul du taux de fixation de l’iode et représentation
de son évolution dans le temps sous la forme d’un courbe de fixation.
Les mesures sont réalisées à l’aide d’une sonde à scintillation capable d’enregistrer le nombre
de photons émis à un instant donné par la thyroïde. Le fonctionnement de ce type de sonde est
proche de celui d’une -caméra (voir plus loin) à la restriction près qu’elle ne permet pas la
formation d’image.
Taux de fixation (%) :
F(t)  (
A th (t) - A bdf (t) t
)e .100
A s (0)
Avec F(t) : taux de fixation à l’instant t
Ath(t) : radioactivité, mesurée par une sonde à scintillation, au niveau de l’aire
thyroïdienne
Abdf(t) : radioactivité du bruit de fond correspondant à l’iode radioactif
circulant. La mesure est effectuée sur la cuisse dont le diamètre est proche de celui du cou.
As(0) : radioactivité mesurée dans la seringue au moment de l’injection.
et : facteur de correction prenant en compte la décroissance radioactive.
Courbes de fixation : évolution du taux de la fixation de l’iode en fonction du temps. La
cinétique de fixation permet de distinguer différentes situations métaboliques pathologiques
(dysthyroïdies) et en particulier les états d’hyperthyroïdie (hyperfixation) et d’hypothyroïdie
(hypofixation). En pratique ce type de courbes de fixation est utile pour adapter la prise en
57
charge thérapeutique chez certains patients hyperthyroïdiens. Le diagnostic classique des
dysthyroïdies repose quant à lui sur le dosage des hormones T3, T4 et TSH.
Cinétique d’élimination :
La fixation de l’iode radioactif atteint un plateau vers la 24ème heure. Il s’en suit une
élimination biologique qui peut également être représentée sur une courbe obtenue en
effectuant des mesures sur plusieurs jours. En raison de la courte période de l’123I, seul l’131I
peut être utilisé dans cette indication.
La réalisation de telles cinétiques est indiquée pour déterminer la dose d’131I à injecter
à un patient, atteint d’hyperthyroïdie ou d’un cancer thyroïdien, devant être traité par
radiothérapie métabolique.
On appelle période effective Teff le temps pendant lequel le taux de fixation est divisé par
2 par rapport à la fixation maximale (Fmax). Il dépend :
- de la période physique radioactive du traceur (Tph),
58
- et de la période biologique de la substance (Tbio), c'est-à-dire de l’élimination de
l’iode par la thyroïde.
Ces différentes périodes sont reliées par la relation :
1
1
1


Teff Tbio Tph
En pratique, la période effective est déterminée sur la courbe. Connaissant la période physique
(131I : 8 j), on en déduit la période biologique et donc la cinétique d’élimination.
3-B Détermination des volumes sanguins
Les traceurs radioactifs sont particulièrement adaptés aux explorations métaboliques par
analyse compartimentale. La méthode la plus simple, qui ne prend en compte qu’un seul
compartiment fermé, est la dilution isotopique.
- Principe : soit un compartiment dont on veut déterminer le volume V. Il est possible
d’injecter dans ce compartiment une activité A0 d’un traceur radioactif de la même nature que
le compartiment. Après quelques instants il s’établit une homogénisation du traceur dans le
compartiment appelé dilution isotopique. Il est alors possible d’estimer le volume du
compartiment en mesurant l’activité a d’un échantillon prélevé de volume v :
Si la dilution est parfaitement homogène il est possible d’établir l’égalité des
concentrations entre le compartiment et le prélèvement, tel que :
A0 a

V v
et
V
A0
v
a
59
En pratique, plusieurs prélèvements étalés dans le temps sont nécessaires en raison du
temps nécessaire à l’équilibre et d’éventuelle fuite de traceur hors du compartiment.
L’évolution de l’activité mesurée lors des prélèvements en fonction du temps est ensuite
extrapolée au temps t0 :
et
-
V
A0
v
a(t 0 )
Applications : mesures des volumes sanguins
Le volume sanguin total est égal à la somme des volumes plasmatique et globulaire
(essentiellement globules rouges).
Le volume plasmatique est déterminé en injectant au patient de l’albumine marquée au
Tc ou à l’123I. L’albumine ne peut ni franchir la membrane capillaire, ni pénétrer dans
les hématies.
99m
Le volume globulaire est déterminé en injectant au patient ses propres hématies, après
prélèvement, centrifugation et marquage par du 99mTc .
Ces études sont utiles dans l’évaluation diagnostique des polyglobulies (augmentation du
volume globulaire) et de certaines anémies.
3-C Autres explorations fonctionnelles utilisant des traceurs radioactifs
Les autres explorations fonctionnelles utilisant des traceurs radioactifs sont nombreuses
même si elles sont parfois peu utilisées. Parmi celles-ci citons :
-
les mesures de débit et de perfusion tissulaire
Ces méthodes basées sur les principes de Fick et de Stewart-Hamilton permettent de
mesurer des grandeurs comme le débit cardiaque ou les débits sanguins cérébraux.
60
-
les mesures de cinétiques cellulaires
L’étude des cinétiques cellulaires permettent la détermination de la durée de vie des
populations sanguines circulantes (plaquettes et hématies) après marquage de ces cellules par
un isotope radioactif et étude de l’évolution dans le temps de la radioactivité au niveau de
différents organes (moelle osseuse, rate, foie,...).
-
les explorations du métabolisme de l’eau, du phosphore, du potassium, du calcium, ...
Ces études qui utilisent des isotopes radioactifs (3H2O, 45Ca, 32P, ..) ont été très utiles pour
comprendre le fonctionnement des échanges de l’eau et des électrolytes dans l’organisme.
4°) Scintigraphie
4-A Principe général
L’imagerie scintigraphique est basée sur le principe de l’imagerie par émission de
photons . Elle s’oppose en cela à l’imagerie radiologique qui utilise le principe de la
transmission des photons X.
Radiopharmaceutique
Tube X
Détecteur
Transmission : radiologie
Détecteur
Emission : scintigraphie
Elle consiste à visualiser une structure, anatomique ou fonctionnelle, de l’organisme
en localisant la répartition spatiale et temporelle du rayonnement radioactif émis par
l’organisme, au moyen d’un détecteur externe appelé caméra à scintillation.
4-B Détection
La détection des rayonnements  permettant la formation de l’image scintigraphique
est basée sur le principe de l’interaction d’un rayonnement  avec la matière (détecteur).
4-B-a Interaction rayonnement  – matière : rappels
Deux mécanismes d’interaction interviennent en scintigraphie : l’effet photoélectrique,
à la base de la constitution d’image, et la diffusion Compton qui produit des effets
indésirables.
61
- Effet photoélectrique
L'effet photoélectrique est le témoin d'un transfert quasi complet d'énergie entre le
photon incident et un électron atomique du tissu. Le photoélectron perd rapidement son
énergie en provoquant des ionisations dans une zone très voisine du lieu de l'interaction. Au
niveau de l'atome, la place laissée vacante par l'électron éjecté est prise par un électron plus
périphérique ou par un électron extérieur à l'atome. Ce retour à l'état fondamental
s'accompagne d'une émission électromagnétique secondaire, dite de fluorescence.
- Diffusion Compton
Lors de l'interaction Compton, seule une partie de l'énergie incidente du rayonnement
est transmise à l'électron atomique. Le reste de l'énergie est transférée sous la forme d'un
photon diffusé. Le partage énergétique entre le photon diffusé et l'électron éjecté dépend de
l'angle entre les trajectoires de l'électron et du photon diffusé.
En pratique, l'atténuation Compton produit un rayonnement diffusé transmis dans une
direction différente de la direction du rayonnement incident dont la prise en compte fournit
des informations impossibles à caractériser sur le plan spatial. Le rayonnement diffusé est un
facteur d’altération de la qualité des mesures qu'il conviendra de corriger voire d'éliminer.
4-B-b Sonde de détection à scintillation au NaI(Tl)
La sonde à scintillation au NaI(Tl) constitue l’élément de base de la détection en
médecine nucléaire. Elle permet le comptage et la caractérisation énergétique des photons
émis par l’organisme. En revanche elle ne fournit pas de caractérisation spatiale permettant la
formation directe d’une image.
62
La sonde est constituée de 4 éléments principaux assurant la détection :
- Le cristal scintillateur de NaI(Tl) : lorsqu’un photon émis par l’organisme pénètre à
l’intérieur du cristal, il perd son énergie en étant transformé en photo-électrons et en photons
lumineux de fluorescence par interaction photoélectrique. Les photo-électrons sont à leur tour
arrêtés avec émission d’autres photons lumineux de fluorescence.
- La photocathode : située à l’extrémité du cristal, elle transforme les photons
lumineux en électrons.
- Le photomultiplicateur : il accélère, dans un champ électrique, les électrons issus de
la photocathode et augmente leur nombre grâce à des interactions successives sur des anodes
spéciales, appelés dynodes, au sein desquelles sont arrachés de nouveaux électrons. A
l’extrémité du photomultiplicateur, une anode terminale récupère l’ensemble des électrons.
- L’analyseur de spectre : le courant qui apparaît au niveau de l’anode terminale est
mis en forme puis analysé. Son amplitude est proportionnelle à l’énergie du photon incident
ayant pénétré dans le cristal. Ainsi, il est possible d’en déterminer l’énergie de chaque photon
émis par l’organisme se situant dans l’axe du détecteur. Ceux-ci peuvent donc être à la fois
compté et caractérisés en énergie. Cette opération fournit le spectre du rayonnement émis :
Pic photoélectrique
Intensité
Diffusé Compton
140 keV
Energie
En pratique le spectre présente deux parties :
63
- Le pic photoélectrique qui représente les photons dont l’énergie détectée
correspond à l’énergie du radioélément injecté au patient (par exemple 140 keV pour
le 99mTc). Dans ce cas les photons émis par l’organisme n’ont pas interagi avec le
patient lui-même et ont perdu toute leur énergie dans le cristal. La forme en courbe de
Gauss de ce pic traduit la médiocre résolution en énergie du détecteur.
- Le diffusé Compton qui prend en compte les photons ayant interagi dans
l’organisme par effet Compton et ayant perdu une partie de leur énergie. Lors du
comptage des photons, ceux-ci sont éliminés par l’analyseur de spectre car leur origine
spatiale ne peut être précisée, du fait du phénomène de déviation vu plus haut. Un
autre moyen d’éliminer ces photons consiste à placer devant la sonde un collimateur
(voir -caméra)
4-B-c -caméra d’Anger
La caméra à scintillation ou -caméra d’Anger fonctionne sur le même principe que
la sonde à scintillation au NaI(Tl). Elle permet en outre la localisation spatiale des photons
émis par l’organe cible. Elle se présente schématiquement de la façon suivante :
X, Y
Position - Energie
I
V
V
I
II
I
I
I
Après administration, le plus souvent par voie intra-veineuse, le traceur se fixe sur
l’organe cible pour émettre des photons dans toutes les directions. Après avoir traversé
l’organisme, certains d’entre eux sont détectés par la -caméra. Cette détection comporte
différentes étapes.
I - Sélection par un collimateur des seuls photons émis perpendiculairement à la
caméra. Ceci est indispensable pour estimer la position initiale des photons. En effet, un
64
certain nombre de photons émis peuvent interagir avec le patient lui-même. Il existe alors
deux possibilités :
- soit l’interaction est de type photoélectrique. Dans ce cas le photon est
totalement transformé en électron et est rapidement arrêté par le patient. Ce photon est non
détecté : c’est le phénomène d’auto-atténuation. Il est responsable de l’irradiation du patient.
soit l’interaction est de type Compton. Dans ce cas, en plus de la
transformation en électron, apparaît un photon diffusé suivant une trajectoire différente du
photon initial. Ce changement de trajectoire introduit une incertitude sur la localisation
spatiale du photon émis par le patient. C’est le rôle du collimateur que d’arrêter ces photons
diffusés avant qu’ils ne soient pris en compte par le cristal de scintillation.
-
Le collimateur est assimilable à une grille en plomb d’épaisseur variable selon
l’énergie des photons. Cette grille est constituée d’une multitude de septa séparant un grand
nombre de trous pouvant être assimilés aux alvéoles d’une ruche.
Photon non diffusé passant à
travers le collimateur
Photon diffusé arrêté par
le collimateur
En l’absence de collimateur, la localisation spatiale est impossible. Ainsi une
source ponctuelle apparaîtra sous la forme d’une tâche diffuse du fait de la prise en compte
des photons déviés. On observera par ailleurs, que seul les photons émis perpendiculairement
à la -caméra sont détectés. Pourtant l’émission radioactive s’effectue dans toutes les
directions. Il s’ensuit une perte énorme d’information qui explique en partie les temps élevés
d’acquisition de l’image scintigraphique, notamment par rapport à la radiologie.
65
II – Interaction des photons  avec un cristal de NaI(Tl). Cette étape permet de
transformer les photons  en électrons puis les électrons en lumière visible (scintillation).
Chaque photon est à l’origine de plusieurs centaines de photons lumineux émis dans toutes
les directions. Cette interaction est du même type que celle décrite pour la sonde à
scintillation (voir plus haut)
Photons lumineux
Scintillation
NaI(Tl)
Photon incident
La taille du cristal est variable et définit le champ de la -caméra. Celui-ci peut
atteindre 50 à 60 cm de côté.
III – Transformation des photons lumineux en courant électrique au niveau de la
photocathode des photomultiplicateurs (PM) situés en arrière du cristal. Ce courant est
ensuite amplifié par accélération des électrons entre les différentes dynodes de chaque PM. La
principale différence entre la sonde à scintillation décrite précédement et la caméra vient du
fait qu’il n’y a pas un seul, mais plusieurs dizaines de photomultiplicateurs. Chaque PM ne
prend en compte qu’un nombre limité de photons lumineux en fonction de sa position par
66
rapport au siège de la scintillation et produit un courant Vx proportionnel à ce nombre de
photons lumineux.
V1
V2
Vn
Photomultiplicateurs
IV – Sélection spatiale et énergétique des photons. La transformation précédente
aboutit à la formation de signaux à partir desquels il est possible de déterminer précisément la
position initiale de chaque photon émis, ainsi que leur énergie.
La position est obtenue en comparant les courants produits par chaque PM et en
déduisant le siège de la scintillation.
L’énergie est obtenue en sommant la somme des courants émis par chaque PM. Il
s’ensuit un comptage des photons et une sélection énergétique (cf sonde à scintillation).
X, Y
Position - Energie
V
V1
V2
Vn
V –La reconstitution de l’image est obtenue en remplissant les pixels d’une matrice
avec le nombre de photons successivement détectés à une position donnée de la scintillation.
Pour favoriser l’élimination des photons diffusés, seuls les photons dont l’énergie correspond
au pic photoélectrique sont pris en compte (cf § 4-B-b)
67
< 10
> 100
Photomultiplicateurs
Cristal NaI(Tl)
Collimateur






-caméra tomographique et corps entier
4-C Différents type d’image scintigraphiques
La -caméra à scintillation est un détecteur polyvalent permettant d’obtenir différents
types d’image. Il est ainsi possible avec le même appareil de réaliser 4 grands modes
d’acquisition.
4-C-a Mode statique
Les acquisitions les plus simples consistent à former des images en plaçant le patient
face au détecteur et en enregistrant la distribution spatiale des photons pendant un certain
68
temps. Ce mode est comparable à la radiographie et fournit la distribution de la fixation du
traceur dans un organe.
Statique du bassin post
Statique de la thyroïde ant
La durée de l’acquisition est variable selon les examens et atteint généralement
plusieurs minutes (cf -caméra d’Anger).
4-C-b Mode corps entier
L’exploration du squelette en mode statique nécessite la réalisation successive de
nombreux clichés. Le mode corps entier permet d’acquérir sur un seul cliché la totalité du
squelette grâce au déplacement du détecteur de la caméra le long d’un axe longitudinal. Il
est même possible en utilisant 2 détecteurs placés sur un même statif d’acquérir
simultanément les vues antérieures et postérieures.
69
Scintigraphie osseuse corps entier chez un adolescent (noter l’importante fixation
physiologique des cartilages de croissance)
4-C-c Mode dynamique
La -caméra permet également d’enregistrer l’évolution de la captation et de
l’élimination d’un traceur par un organe permettant ainsi la réalisation d’explorations
fonctionnelles comparables à celle vues précédemment. Ceci est rendu possible par
l’enregistrement successif d’un grand nombre d’images statiques de courte durée, l’ensemble
constituant une série dynamique.
Captation et élimination du
obstructif du rein Droit
99m
Tc-DTPA par les reins (scintigraphie rénale). Trouble
Comme lors de l’étude de la fixation thyroïdienne, il est possible d’extraire à partir de
ces acquisitions de courbes de fixation du traceur en reportant, au cours du temps, la
radioactivité mesurée dans chaque organe.
Rein Droit
Rein Gauche
70
4-C-d Mode Tomographique
Comme en radiologie avec le scanner (TDM), il est possible d’obtenir une
représentation 3 D de la distribution de la radioactivité dans un organe. Ce mode est appelé
tomoscingraphie ou SPECT (Single Photon Emission Tomographie).
Le principe général de la tomographie repose sur l’acquisition de projections de
l’organe à explorer, à partir d’un plan de coupe image F, par rotation du détecteur (ici la caméra). Pour chaque angle  de projection un profil de la radioactivité émise par l’organe est
enregistré. Chaque plan image correspond à une coupe de l’organe.
En pratique, le détecteur fait une rotation complète autour de la tête du patient (360°)
et peut enregistrer jusqu’à une centaine de projections (ex : 120 projections tous les 3°). La
matrice 2D correspondant à l’ensemble des projections P est appelée sinogramme. Des
algorithmes mathématiques complexes basés sur le principe de l’épandage permettent de
reconstituer la coupe transverse correspondante.
3 projections
128 projections
Reconstruction par épandage d’une coupe constituée de 2 sphères à partir des
projections obtenues dans 3 directions et selon 128 directions
71
Tomoscingraphie cérébrale au 99mTc-HMPAO (examen normal)
4-D Le contraste scintigraphique
Quel que soit le mode d’acquisition considéré, le fondement séméiologique de
l’imagerie scintigraphique est la mise en évidence d’une différence de fixation du radiotraceur
entre deux structures anatomiques ou fonctionnelles à un moment donné. C’est cette
différence qui est à l’origine du contraste scintigraphique, lequel constitue la base
informative de l’image scintigraphique. Ce point mérite donc à lui seul un chapitre particulier.
Considérons 2 structures, par exemple un nodule au sein du parenchyme thyroïdien, et
soit A1 la fixation du traceur (ici de l’ 123I ou du 99mTc) dans le nodule et A2 la fixation du
traceur dans le parenchyme au moment de l’acquisition de l’image. Par définition le contraste
de l’image est égal à :
C
A1  A 2
A1  A 2
Abdf
ATh
AN
72
Considérons l’exemple d’un nodule chaud observé chez un patient souffrant
d’hyperthyroïdie. AN représente la fixation du traceur au niveau du nodule, Ath celle du
parenchyme sain et Abdf le traceur circulant non fixé sur la thyroïde (bruit de fond). Il est
possible définir le contraste :
- entre le nodule et le parenchyme :
C
A N  A Th
A N  A Th
- entre le parenchyme et le cou (bdf) :
C
A Th  A Bdf
A Th  A Bdf
Il est clair que le contraste est directement lié à la spécificité du radiopharmaceutique
vis à vis d’un organe, d’une fonction ou d’une pathologie. Dans le cas présent cette spécificité
regroupe ces 3 notions puisque la fixation du traceur est à la fois :
- spécifique de la thyroïde par rapport à la région cervicale qui l’entoure
- le témoin de la fonction thyroïdienne
- caractéristique d’un adénome toxique (hyperfixation sous forme de nodule)
On retiendra que la qualité et la pertinence de l’imagerie scintigraphique sont
directement lié à la spécificité et donc au choix du radiopharmaceutique (cf § 2-C). C’est ainsi
que la scintigraphique thyroïdienne à l’123I fournit des informations de meilleure qualité que la
scintigraphie au 99mTc, ce dernier étant moins spécifique. Malheureusement le coût élevé de
l’123I en limite fortement l’usage.
4-E Les facteurs de flou
Si le contraste représente l’élément séméiologique à la base de toute
interprétation scintigraphique, celle-ci peut être altérée par les conditions d’acquisition
des images. En particulier, plusieurs facteurs peuvent générer un flou pénalisant et
qu’il faut savoir limiter.
4-E-a Flou géométrique
L’émission radioactive s’effectuant dans toute les directions, il est nécessaire de
placer, entre le patient et le cristal de la -caméra, un collimateur de manière à sélectionner les
photons dont le trajet est perpendiculaire au cristal. En l’absence de collimateur, une source
ponctuelle donne un image non ponctuelle très étalée (cf §4-b-c). Pourtant, du fait de la taille
des trous et de la longueur des septa du collimateur, il persiste un léger flou car certains
photons légèrement obliques peuvent ne pas être arrêtés. Il s’ensuit la formation au niveau du
faisceau d’un cône de pénombre délimitant la zone à l’intérieur duquel les photons légèrement
73
oblique ne sont pas arrêtés. Ceci aboutit à la constitution sur l’image d’un zone de flou
appelée zone de pénombre.
Cône de pénombre
Source ponctuelle
Zone de pénombre
Finalement l’image d’une source ponctuelle apparaît présenter un aspect légèrement
flou avec un point central correspondant aux photons perpendicualaires et une zone de flou
périphérique.
Point central
Flou : faisceau voisin
Le flou géométrique est ainsi un facteur altérant la résolution de l’image. Une solution
pour réduire le flou consiste à utiliser des collimateurs constitués de trous plus nombreux et
plus étroits. Ceci à pour effet d’augmenter la résolution spatiale de l’image. Ce type de
collimateur à trous fins est appelé collimateur Haute Résolution. Cependant, en réduisant la
taille des trous, on limite le nombre de photons détectés du fait de l’augmentation du nombre
de septa succeptibles d’arrêter des photons à trajet perpendiculaire. Ceci réduit la statistique
de comptage (voir § suivant).
74
4-E-b Flou statistique
L’émission radioactive est un phénomène physique aléatoire. Par conséquent le
nombre de photons émis et détectés pendant un intervalle de temps donné peut varier d’une
mesure à l’autre. Ce nombre de photons détectés suit une loi de Poisson qui fait qu’une
mesure N est encadrée par un intervalle de confiance tel que :
N N
Ainsi, si une source radioactive est caractérisée lors d’une 1ère mesure par un nombre
N1=100 de photons détectés, cela indique que la source radioactive émet entre 90 et 110
photons, si on admet que tous les photons émis sont effectivement détectés. Une 2ème ou une
3ème mesure de cette source pourra très bien donner des valeurs N2=106 et N3=92 photons.
Ceci a des conséquences importantes sur la qualité de l’image et notamment sur le
contraste. En effet, considérons une image scintigraphique constituée de 2 plages uniformes
émettant respectivement 95 et 100 photons par seconde. En théorie le contraste entre les 2
plages est de (100-95)/195 = 0,026. Pourtant il est possible que ces 2 plages ne soient pas
individualisables car elles sont caractérisées par des intervalles de confiance qui se
chevauchent :
N1 = 95±10 et N2 = 100±10
Rien n’interdit que, lors de l’acquisition de l’image, la valeur de N1 mesurée ne soit
supérieure à N2. il y a alors une inversion de contraste qui ne rend pas compte de la réalité. A
l’opposé, un même contraste théorique peut être obtenu avec des valeurs plus élevées :
N1 = 9500±97 et N2 = 10000±100
Cette fois, quelque soit l’influence de la statistique, N1 est toujours inférieur à N2 : il
n’y a pas de chevauchement possible. L’amélioration de la qualité de l’image, en fonction du
nombre de photon détecté, est ainsi observable sur la figure suivante.
Image floue
Sources planes
A1 = 3A2
Image
plus nette
75
Par conséquent pour augmenter la qualité de l’image il convient d’augmenter le
nombre de photons détectés. Ceci peut être obtenu de différente manière :
- En augmentant la dose injectée au patient. Ceci présente l’inconvénient d’augmenter
l’irradiation du patient et doit être utilisé avec précaution.
- En augmentant la durée de l’acquisition de l’image. Ceci explique pourquoi les
examens scintigraphiques sont souvent longs (plusieurs minutes par clichés). Cependant ceci
n’est pas toujours possible, en particulier lorsque l’on veut étudier un phénomène
physiologique particulier. Par exemple, des images de plusieurs minutes ne permettront pas
une extraction correcte de courbes rénales (voir § 4-c-c).
- En augmentant la taille des trous du collimateur pour laisser passer plus de photons.
Ce type de collimateur à trous large est appelé collimateur Haute Sensibilité. Ceci a
l’inconvénient de réduire la résolution en d’augmentant le flou géométrique.
En pratique la qualité de l’image est optimisée en jouant sur l’ensemble de ces
paramètres. Ceci explique pourquoi chaque type examen est réalisé avec une dose injectée,
une durée d’examen et un collimateur adaptés. Agir sur ces paramètres c’est un peu comme
agir sur la tension d’accélération ou le nombre de mAs en radiologie.
4-E-b Flou diffusé
Tous les rayonnements qui interagissent avec l’organisme ne sont pas
totalement arrêtés par effet photoélectrique. Certains d’entre eux vont diffuser par effet
Compton et changer de direction. Ceci provoque un flou car la position de détection de
ces photons ne correspond pas à un trajet en ligne droite.
Le collimateur, en éliminant les photons dont le trajet est oblique, élimine un
grand nombre de ces photon diffusés comme le fait la grille anti-diffusante utilisée en
radiologie. Cependant il peut arriver que certains de ces photons soient
perpendiculaires au cristal de la -caméra, en étant issus de photons obliques comme
sur le schéma ci-dessous.
Flou
Effet Compton
dans les tissus
76
Dans ce cas le photon diffusé est détecté par le cristal à distance de son origine réelle,
ce qui provoque un nouveau flou. Pour éliminer, dans un 2ème temps ces photons diffusés, on
lne prend en compte que les photons dont l’énergie correspond à la fenêtre photoélectrique
(voir § 4-B-b et 4-B-c)
Fenêtre de comptage (pic
photoélectrique)
Elimination des photons diffusés
4-E-b Flou cinétique
Comme en radiologie, tout mouvement du patient ou de l’organe
provoque un flou. Ces mouvements peuvent être volontaires. Dans ce cas il est
nécessaire d’immobiliser le patient soit de manière coopérative, soit par contention
ou prémédication. Ceci est particulièrement vrai en pédiatrie et chez les personnes
agitées.
Il existe également des mouvements involontaires comme les mouvements
cardiaques qui ne peuvent pas être contrôlés. Dans ce cas, il faut réduire au maximum
les temps de pose, mais pour les raisons précédentes rarement possible. Il n’est ainsi
pas possible d’arrêter les mouvements respiratoires. Au niveau cardiaque, il est
classique de synchroniser l’enregistrement avec celui du tracé ECG (voir § consacré à
la scintigraphie cardiaque).
5°) Principaux examens (hors TEP) - Bases séméiologiques
Quelque soit l’organe ou la fonction étudiée, l’image scintigraphique est le reflet de la
répartition de la radioactivité associée à la fixation du radiopharmaceutique. Son
interprétation est basée sur la confrontation entre cette répartition dans des conditions
pathologiques et la répartition normale.
Cette répartition peut être étudiée à un instant donné (acquisitions planaires, corps entier
ou tomographiques) ou au cours du temps (acquisitions dynamiques). Dans le premier cas,
considérant que la fixation peut être selon les situations pathologiques augmentée ou
diminuée par rapport à la normale, les bases séméiologiques de l’interprétation se résumeny
bien souvent à la description de foyers hyperfixants ou hypofixants. Lorsque l’acquisition est
77
dynamique, l’interprétation a pour but la description de la cinétique de fixation du traceur
selon des modalités comparables à celles décrits dans le paragraphe consacré aux explorations
fonctionnelles.
A partir de ces notions générales, il est possible de décrire de manière rudimentaire les
différents examens effectués en médecine nucléaire. On se limitera ici à la description des
plus courants. Ceux-ci sont entourés sur la figure suivante qui reprend la plupart des
explorations scintigraphiques.
5-A Scintigraphie thyroïdienne
La thyroïde fut l’un des premiers organes explorés avec des radioéléments. La
scintigraphie fait encore partie du bilan d’un grand nombre de situations pathologiques,
notamment en cas de dysthyroidie (hypo ou hyperthyroïdie) et de cancer thyroïdien
- Les radiopharmaceutiques :
* 123I : bien que le mieux adapté à l’exploration thyroïdienne, ce traceur est, du fait de
son coût élevé, peu utilisé. Il est réservé à des situations particulières (établissement de
courbes de fixation) ou à l’enfant (faible dosimétrie).
* 131I : Etant très irradiant son usage est presque exclusivement réservé au bilan
d’extension des cancers thyroïdiens (recherche de territoires iodofixants).
* 99mTc04- : peu coûteux et peu irradiant c’est le traceur utilisé dans la majorité des
cas.
78
- La scintigraphie thyroïdienne : modalités et bases séméiologiques
L’examen classique de la thyroïde consiste à réaliser un cliché de face, parfois des profils,
de la répartition du 99mTc04- 30 minute après son injection. La thyroïde apparaît sous la forme
d’un « papillon » dont on décrit la forme, la taille et la fixation
Une scintigraphie normale est caractérisée par une fixation à peu près symétrique,
d’intensité moyenne et homogène du traceur.
Droite
Gauche
Examen normal (vue de face)
Différents aspects pathologiques peuvent être décris :
- Nodule froid : une scintigraphie pratiquée après la découverte clinique et/ou
échographique d’un nodule prend bien souvent l’aspect scintigraphique d’un nodule froid,
traduisant l’absence de fixation du traceur par le nodule.
- Nodule chaud : dans certains cas la fixation par le nodule est au contraire
augmentée, en particulier en cas d’hyperthyroïdie clinique et/ou biologique associée.
L’association hyperthyroïdie/nodule chaud signe l’existence d’un adénome toxique de la
thyroïde. L’aspect scintigraphique peut être également caractérisé par une baisse de la fixation
en dehors de l’adénome sous l’effet du rétrocontrôle négatif sur l’axe hypothalamohypophysaire et de la baisse du taux de TSH circulante. C’est le phénomène d’extinction.
Nodule froid du lobe Droit
Nodule chaud du lobe Gauche avec
extinction partielle du parenchyme sain
L’association de plusieurs nodules froids et/ou chaud peut également se rencontrer, ce
qui constitue un goitre multi-hétéro-nodulaire.
79
- Hyperfixation diffuse: L’autre cause fréquente d’hyperthyroïdie est la maladie de
Basedow. Elle se caractérise par une hyperfixation diffuse du traceur sur l’ensemble de la
thyroïde laquelle apparaît le plus souvent augmentée de volume
- Absence totale de fixation : ceci peut se rencontrer dans différentes situations comme
une saturation iodée (produit e contraste, Cordarone, ..) ou une thyroïdite aigue.
Thyroïdite aigue : absence de fixation dans l’aire thyroïdienne
- Recherche de Territoires iodofixants : modalités et bases séméiologiques
L’une des particularités des métastases d’un grand nombre de cancers thyroïdiens est
de fixer l’iode car elles sont développées à partir de cellules thyroïdienne. La scintigraphie à
l’131I est alors un moyen simple de les mettre en évidence. L’examen est généralement réalisé
48 ou 72h après l’administration du traceur et comporte un balayage corps entier.
Thyroïde
Métastases
pulmonaire
Ant
Post
Métastases pulmonaires d’un cancer de la thyroïde
5-B Scintigraphie osseuse
La scintigraphie osseuse est l’examen scintigraphique le plus pratiqué. Il met en évidence
toute anomalie du métabolisme osseux associé à un état pathologique du squelette.
80
- Les radiopharmaceutiques :
Le traceur idéal en scintigraphie osseuse doit posséder un tropisme sélectif pour l’os et
une incorporation rapide dans celui-ci. Les diphosphonates marqués au technétium possèdent
ces caractéristiques, les plus utilisés étant le méthylène diphosphonate (MDP) et
l’hydroxyméthylène diphosphonate (HMDP). La fixation est sous la double dépendance de la
de vascularisation de surfaces osseuses et de l’ostéogénèse.
- Modalités de l’examen :
L’exploration du squelette débute 2 à 4 heures après l’injection intraveineuse de 10 à
15 mCi de 99mTc-diphosphonate. Selon les indications, différents types de clichés peuvent être
réalisés
* Un balayage corps entier est pratiquement systématiquement réalisé en position
antérieure et postérieure. Il permet une exploration totale du squelette.
* Des vues focalisées sur certaines régions du squelette permettent une étude précise
associée ou non à une quantification relative.
* Une tomographie centrée sur certaines régions comme le bassin et le rachis.
La durée de l’examen varie selon le nombre d’incidences et le type de clichés réalisés.
Elle est généralement de l’ordre de 30 mn. Parfois, il peut être utile de réaliser immédiatement
après l’injection des temps vasculaires (dynamique) et précoces.
- Bases séméiologiques :
Une scintigraphie osseuse normale est caractérisée par une fixation symétrique du
traceur. La fixation sur le squelette n’est toutefois pas uniforme. Elle est fonction de la
vascularisation, du degré d’ostéogénèse, de l’épaisseur et de la nature de l’os. Chez l’enfant,
on note une hyperactivité des cartilages de conjugaison et des jonctions chondro-costales. En
revanche, chez le sujet âgé, la fixation est globalement diminuée.
Corps entier et bassin
antérieur normaux
81
Dans la très grande majorité des cas, une image scintigraphique pathologique se
traduit par un foyer hyperfixant dont la spécificité est relativement faible. Sa localisation, son
intensité, son étendue et le nombre de foyers peuvent permettre d’évoquer le diagnostic.
Exceptionnellement, la lésion se traduit par une hypofixation notamment à la suite
d’une interruption de la vascularisation.
- Hyperfixations
Fractures du pubis Gauche et de l’aile iliaque postérieure Droite
Métastases osseuses
82
- Hypofixation
Ostéochondrite
Amélioration après immobilisation
L’ostéochondrite est une pathologie de l’enfant correspondant à une atteinte d’origine
vasculaire du noyau d’ossification de la hanche. Sur la scintigraphie on observe une
hypofixation au-dessus du cartilage de croissance qui se normalise en cas d’évolution
favorable.
5-C Scintigraphie pulmonaire
L’exploration des poumons par des radioéléments est un exemple typique
d’exploration fonctionnelle. En effet, il n’existe pas une, mais deux scintigraphies
pulmonaires qui explorent respectivement les fonctions circulatoires (perfusion) et
ventilatoires (ventilation) du poumon.
- Les radiopharmaceutiques :
* 99mTc-Albumine: la perfusion est explorée par des microsphères de 99mTc-Albumine
qui ont la particularité de venir s’emboliser dans le réseau capillaire pulmonaire. Cette
embolisation est sans dommage pour le patient car elle ne touche qu’un très faible nombre de
capillaires et est réversible.
* 133Xe, 81mKr : l’usage de gaz radioactifs inhalés permet d’explorer la ventilation.
L’examen est réalisé dans des conditions proches de celles d’une Exploration Fonctionnelle
Respiratoire.
* 99mTc-aérosols : pour explorer la ventilation il est également possible de faire inhaler
des aérosols qui viennent se piéger dans les alvéoles.
- Modalités de l’examen :
Une exploration pulmonaires comprends pratiquement toujours une étude des 2
fonctions :
* Ventilation : l’exploration débute par une inhalation du gaz ou des aérosols. Ceux-ci
donnent une image de leur répartition dans le système alvéolaire. Classiquement il est réalisé
4 à 6 clichés statiques (Antérieur, Postérieur, Oblique Postérieur Droit et Gauche, Oblique
Antérieur Droit et Gauche). L’étude peut être complétée par une tomographie et, dans le cas
particulier où l’examen est demandé dans le cadre d’un bilan pré-opératoire, par une
acquisition dynamique permettant d’explorer la captation (Wash-in) et l’élimination (Wash-
83
out) du gaz radioactif. Il s’agit alors d’une véritable EFR avec calculs du CV et du VEMS
pour chaque poumon (voir cours de physiologie respiratoire).
* Perfusion : à la fin de l’étude ventilatoire les microsphères de 99mTc-Albumine sont
injectées par voie IV. Leur répartition dans les capillaires pulmonaires est étudiée dans les
mêmes conditions (4 à 6 clichés statiques pouvant être complétés par une tomographie).
- Bases séméiologiques :
L’interprétation de l’examen consiste à analyser la répartition des traceurs en tenant
compte de la segmentation pulmonaire (voir cours d’anatomie des poumons).
Segmentation du poumon Droit
En l’absence de pathologie, la répartition des traceurs de ventilation et de perfusion est
homogène et superposable.
Ventilation
Examen normal
Perfusion
La principale indication de la scintigraphie pulmonaire est la mise en évidence d’une
embolie pulmonaire. Celle-ci se caractérise par l’impossibilité pour les microsphères de
s’accumuler dans les territoires capillaires obstrués par les thrombi. Les territoires touchés par
84
le processus embolique apparaissent de fait non fixants, ce qui se traduit par des encoche de
fixation sur les images de perfusion. En revanche, le système alvéolaire reste fonctionnel et
les images ventilatoires sont normales. Ce découplage entre les 2 fonctions, appelé
discordance, est pathognomonique de cette affection.
Ventilation
Embolie : territoires ventilés et non perfusés
Perfusion
5-D Scintigraphie cardiaque
La scintigraphie cardiaque joue un rôle majeur dans le bilan de la pathologie
coronarienne. Il convient de clairement individualiser 2 types d’exploration :
- La scintigraphie myocardique qui explore la perfusion myocardique, c'est-à-dire
indirectement le métabolisme musculaire (essentiellement le Ventricule Gauche), en aval du
réseau coronaire.
- La ventriculographie isotopique qui explore la contraction des cavités cardiaques
(essentiellement les ventricules)
- Les radiopharmaceutiques :
* 201Tl, 99mTc-Sestamibi : ces traceurs explorent la perfusion myocardique. Le 201Tl
pénétre dans la cellule en se substituant au K+ dans la pompe N+/K+ alors que le 99mTcSestamibi diffuse librement.
* 9mTc-Hématies : les propres hématies du patient sont utilisées lors de la réalisation
d’une ventriculographie isotopique (cf § 3-B)
- Scintigraphie myocardique : modalités et bases séméiologiques
Cet examen comporte 2 phases bien distinctes :
- Effort : dans un premier temps le radiopharmaceutique est injecté au décours d’une
épreuve de stress visant à découpler la perfusion associée aux coronaires saines et
pathologiques. Cette épreuve consiste soit en une épreuve sur tapis roulant ou bicyclette
85
ergonomique, soit en l’injection de dypiridamole (Persantine®) qui augmente le débit des
coronaires saines et pas celui des coronaires pathologiques. L’épreuve d’effort est suivie de la
réalisation de coupes tomographiques.
- Repos : un deuxième examen avec injection et tomographie est réalisé quelques
heures plus tard.
L’objectif de ces 2 phases est de comparer, sur chaque coupe tomographique, l’état de
la perfusion à l’effort et au repos. Pour tenir compte de l’orientation du cœur, les coupes sont
réorientées selon les axes du cœur ce qui aboutit à la constitution de 3 séries de coupes (grand
axe, petit axe, 4 cavités) définissant des plans identiques à ceux de l’échographie cardiaque.
Petit axe
4 cavités
Grand axe
Principe de la réorientation des coupes
L’examen est considéré comme normal lorsque la répartition du traceur sur l’ensemble
des parois ventriculaires gauche apparaît homogène sans hypoperfusion à l’effort et au repos.
Effort
Repos
Effort
Petit axe
Repos
Grand axe
Effort
Repos
4 cavités
Effort
Repos
86
La présence d’une coronaropathie (sténose d’une ou plusieurs artères coronaires) peut
prendre 2 aspects :
- Ischémie : elle se caractérise par une hypoperfusion à l’effort au niveau des parois
myocardiques se situant en aval de la sténose. Ceci est dû à l’insuffisance du débit coronaire à
l’effort. En revanche, le débit reste suffisant au repos et la perfusion normale.
- Nécrose : La nécrose cellulaire brutale suite à l’effondrement du débit coronaire
correspond à l’infarctus. Dans ce cas, il n’y a plus de perfusion d’aval aussi bien au repos qu’à
l’effort avec apparition de territoires non perfusés sur les deux examens
Effort
Repos
Petit axe
Effort
Repos
Grand axe
Effort
Repos
4 cavités
Effort
Repos
Examen pathologique: Nécrose antéro-apicale avec ischémie inférieure
87
- Ventriculographie isotopique : modalités et bases séméiologiques
Pour explorer la contraction ventriculaire au cours du cycle cardiaque, il est nécessaire
de synchroniser l’acquisition dynamique avec l’ECG. En pratique après injection du traceur
(99mTc-Hématie), on enregistre le signal ECG du patient pendant l’acquisition des images. Sur
l’ECG, l’apparition d’une onde R signe le début de la contraction. Ceci permet de débuter
l’acquisition qui comprend en général 16 images s’étendant sur la durée du cycle. Chaque
image est acquise sur une durée brève (quelques dizaine de mS), ce qui fait que le nombre de
photons détectés est très faible, les rendant ininterprétables (cf § 4-E-b). Pour améliorer la
statistique, l’examen comprend l’acquisition de plusieurs centaines (N) de cycles et fournit N
séries de 16 images. En fin d’examen, les images correspondant à chaque cycle sont cumulées
ce qui donne une seule série de 16 images témoignant de la contraction moyenne des
ventricules pendant le cycle.
L’interprétation de l’examen repose sur la réalisation de courbes d’activité
ventriculaire extraites en mesurant la radioactivité présente dans chaque ventricule. Ces
courbes objectivent successivement la vidange systolique et le remplissage diastolique (cf
physiologie cardiaque).
Activité mesurée
dans le VG
Télédiastole
Télésystole
Temps (ms)
88
Il est possible à partir de ce type de courbe de calculer des paramètres caractéristiques
des fonctions ventriculaires. Le plus utilisé est la fraction d’éjection (FE) :
FE 
VTD  VTS
VTD
Avec VTD et VTS, les Volumes TéléDiastolique et TéléSystolique qui sont, selon le principe
de dilution isotopique (cf § 3-B) proportionnel à l’activité mesurée sur les courbes
ventriculaires.
Chez le patient normal la fraction d’éjection ventriculaire gauche est de l’ordre de
65±12%. Elle est plus faible à droite.
La ventriculographie permet également de mettre en évidence différents troubles de
contraction au niveau de chaque paroi ventriculaire :
- Hypokinésie : réduction de la contraction
- Akinésie : absence de la contraction
- Diskinésie : contraction asynchrone d’une ou plusieurs parois par rapport à la
normale.
5-E Scintigraphie cérébrale
L’exploration fonctionnelle isotopique comprend plusieurs types d’examen permettant
chacun d’explorer des versants fonctionnels différents. Chacun d’entre eux fait appel à des
radiopharmaceutiques spécifiques.
- Les radiopharmaceutiques :
*99mTc-HexaMethylPropyleneAmineOxime (Ceretec), 99mTc-Bicisate (Neurolite) :
ces molécules sont lipophiles et franchissent aisément la Barrière Hémato Encéphalique. Leur
fixation sur le tissu cérébral est proportionnelle à la perfusion et au métabolisme cérébral ce
qui en fait des traceurs de la perfusion cérébrale.
* 201Tl, 99mTc-Sestamibi : ces traceurs utilisés pour le myocarde, ont également leur
place pour l’étude de l’activité tumorale. Etant hydrophile ils ne franchissent pas la BHE, sauf
en cas de rupture comme c’est le cas pour les tumeurs malignes. Le degré de fixation dépend
de l’intensité de l’activité mitotique.
* 123I-FP-Carbomethoxy-Iodophenyl-Tropane (Datscan) : ce traceur est spécifique
des transporteurs de la dopamine au niveau de la synapse. Il permet l’étude de la voie
dopaminergique. D’autres traceurs spécifiques d’autres voies de la neurotransmission sont en
cous de développement
- Scintigraphie de la perfusion cérébrale : modalités et bases séméiologiques
C’est l’exploration cérébrale la plus courante, notamment dans l’étude des démences
et de l’épilepsie. Après injection du 9mTc-HMPO (Ceretec) ou du 99mTc-Bicisat
(Neurolite), l’étude comprend une acquisition tomographique avec constitution de coupes
transverses, sagittales et frontales. La fixation du traceur dépend du débit sanguin cérébral,
lequel est nettement plus élevé au niveau de la substance grise. Par conséquent, les coupes
sont essentiellement le témoin de la répartition de la fixation à l’intérieur de la substance grise
des différents lobes cérébraux.
89
L’examen est considéré comme normal lorsque la répartition du traceur sur l’ensemble
des lobes cérébraux apparaît homogène.
D
G
Examen normal : patient vu par les pieds
Les aspects pathologiques sont caractérisés par des zones hypo ou hyperperfusés
Hypoperfusion des carrefours temporo-occipitaux caractéristique d’une Démence de Type
Alzheimer
Hyperperfusion temporale associée à une épilepsie temporale G
90
- Scintigraphie de l’activité tumorale cérébrale : modalités et bases séméiologiques
Comme précédemment l’exploration est réalisée en mode tomographique après
injection de 201Tl ou de 99mTc-Sestamibi qui ne franchissent pas la BHE.
Par conséquent un examen normal est caractérisé par une absence de fixation
du traceur par le tissu cérébral. En revanche une tumeur active (gliome, astrocytome, …) se
traduira par une fixation limitée à la tumeur et proportionnelle à son activité mitotique.
- Scintigraphie de voie dopaminergique: modalités et bases séméiologiques
La fixation normale du Datscan est limitée aux régions cérébrales possédant
des transporteur et des récepteurs dopaminergiques. C’est essentiellement le cas du putamen
et de la tête du noyau caudé (cf cours de neuroscience). Les coupes tomographiques ne
mettent donc en évidence que ces seules structures.
En cas d’altération de la voie dopaminergique (syndromes parkinsoniens) une
diminution de cette fixation est observée.
Normal
Parkinson modéré
Parkinson sévère
5-F Scintigraphie rénale
L’étude des fonctions rénales comprend deux types d’exploration : la mesure de la
fixation par le cortex rénal (fixation corticale) et l’exploration dynamique de la filtration
glomérulaire, de la sécrétion tubulaire et de l’élimination par les voies urinaires
(néphrogramme isotopique)
91
Les radiopharmaceutiques :
* 99mTc-DMSA (DiMercaptoSuccinic Acid) : ce traceur est capté et fixé par les cellules
tubulaires. Il permet l’étude de la fixation corticale.
* 99mTc-DTPA (Diethylene Triamine Penta Acetate) et 99mTc-Mag3 (MercaptoAcetyltriGlycil) : ces 2 radiopharmaceutiques permettent des explorations dynamiques
(néphrogramme isotopique). Le 99mTc-DTPA est exclusivement filtré par les glomérules. Le
99m
Tc-Mag3 est à la fois filtré par les glomérules et secrété par les tubules.
99mTc-DTPA
99mTc-MAG3
Anse de Henlé
- Scintigraphie de la fixation corticale: modalités et bases séméiologiques
La fixation corticale est évaluée 6 h après injection de 99mTc-DMSA. L’examen
comprend des clichés statiques en vue antérieure et postérieure, avec parfois des obliques ou
une tomographie, des reins avec mesure des taux de fixation absolus et relatifs du traceur.
Un examen normal est caractérisé par une fixation homogène et à peu près symétrique
du traceur par les 2 reins. La fixation normale est de l’ordre de 20 à 30 % pour chaque rein.
Fixation absolue :
G : 23,5% D : 21,5%
Fonction relative :
G : 52 %
D: 48 %
Examen normal
92
Fixation absolue : G : 28,2% D : 2,3%
Fonction relative : G : 92 %
D: 8 %
Syndrome de la jonction pyélo-uretérale responsable d'une hydronéphrose chronique
- Néphrogramme isotopique: modalités et bases séméiologiques
Le néphrogramme isotopique comprend une acquisition dynamique déclenchée
immédiatement après l’injection du 99mTc-DTPA ou de 99mTc-Mag3. Cette acquisition dure 20
à 40 minutes et peut comprendre, en cours d’acquisition, une injection de lasilix. Cette
administration de Lasilix est utile en cas de syndrome obstructif pour étudier la valeur
fonctionnelle de l’obstruction.
L’interprétation de l’examen comprend à la fois l’analyse de la séquence d’images et
l’analyse des courbes néphrographiques (cf § 4-C-c). Les courbes de fonction normale sont
caractérisées par une phase de captation rapide correspondant à la filtration glomérulaire et,
pour le 99mTc-Mag3 à la sécrétion tubulaire, suivi d’un pic vers la 3 ème minute et d’une phase
d’élimination.
1
2
3
1 : filtration +/- sécrétion
2 : pic néphrographique
3 : excrétion
Une atteinte de la fonction rénale se traduira par une modification de l’une ou l’autre
des phases de captation et d’élimination. Ainsi, un syndrome obstructif se traduira par une
absence d’élimination.
93
rein D
Syndrome obstructif du rein D
**********
94
95