UE2-Fernandez-Rayons_X_et_TDM

UE2 - Biopathologie
Pr. Fernandez
Date : 22/09/2015
Promo : 2015/2016
Ronéistes : Deba Marine
Pillet Manon
Horaires : 16h15/18h15
Enseignant : Pr. Philippe Fernandez.
L’imagerie par rayons X
I.
Imagerie par rayons X
1. Production des rayons X
A. Spectre continu
B. Spectre discontinu
2. Interactions et atténuation du faisceau
A. Effet Compton
B. Effet photoélectrique
C. Atténuation.
3. Image radiante
4. Détection des rayons X
A. Les films radiologiques
B. Les tubes amplificateurs
C. Écran à mémoire ou à phosphore ( ERLM )
D. Détecteur-plan matriciel
5. Exemple d’utilisation
II. Tomodensitométrie
1. Principe
2. L’image en coupe
3. Performance et qualité de l’image
4. Sémiologie de l’image TDM
I. Imagerie par rayons X
Introduction :
Nous allons essayer de comprendre comment nous obtenons une image par rayons X par soit la
radio conventionnelle ou par un autre moyen un peu plus sophistiqué en 3D qui est la
tomodensitométrie (TDM).
Il existe également ostéodensitométrie, dont je ne vous parlerais pas, qui permet de mesurer grâce
à deux faisceaux la densité osseuse de l’endroit choisit. Le faisceau sera atténué selon les
structures qu’il traverse.
1. La production de Rayons X
La production de rayons X se fait grâce au tube de Coolidge. Il s’agit d’un tube en verre à
l’intérieur duquel c’est du vide. Il contient une cathode qui est en tungstène que l’on va chauffer à
très haute température qui va permettre par effet thermoïonique l’arrachement d’électrons.
À l’intérieur de cette cathode, il y une pièce de focalisation qui entoure le filament qui permet de
focaliser l’émission électronique vers l’anode.
Entre ces deux éléments il existe une différence de potentiel.
L’anode qui se situe en face, est aussi faite en tungstène (une plaque), c’est à cet endroit que sont
produits les rayons X par l’interaction du rayonnement électronique issu de la cathode. Ces
rayons vont être dirigés vers une fenêtre et de celle-ci va donc sortir l’image.
L’anode est en A et la cathode en K.
Pour avoir ces interactions sur l’anode il va falloir accélérer ces électrons, ce qui est possible
grâce à une différence de potentiel entre l’anode et la cathode.
À l’heure actuelle on utilise le plus souvent une anode tournante. Du fait de la présence d’un
rotor, l’anode va tourner à grande vitesse.
L’utilité de cette anode tournante est qu’on va pouvoir augmenter l’énergie des rayons X produits
ainsi que la durée de vie de ces anodes. Elle permet également que l’impact ne soit pas toujours
au même endroit.
Cette énergie est qualifiée d’énergie calorifuge qui est tout simplement de la chaleur qui au fur et
à mesure du temps va détériorer rapidement l’anode.
L’anode est souvent faite en molybdène ou en graphite.
Plus la vitesse de rotation est grande plus le tube sera puissant. Il y a également une meilleure
répartition de la chaleur produite lors des interactions.
Pour reprendre, il s’agit en fait de l’interaction entre les électrons et les atomes de l’anode qui va
provoquer des ionisations, arrachements ou simples excitations.
Par réarrangement électronique (retour à l’état initial), on aura une émission de fluorescence sur
le spectre. Il y a également des interactions avec le champ électronique des atomes du tungstène
et c’est à partir de ces interactions qu’on va avoir émission par freinage (le Bremsstrahlung) qui
représente qu’1% de l’énergie du faisceau de rayon X, le reste étant pour une grande partie de la
chaleur diffusée.
En fonction de la proximité de ces électrons (entre la cathode et l’anode), les faisceaux vont avoir
des énergies différentes allant de 0 à leur énergie maximale transformée en rayons X de freinage.
On va avoir alors un faisceau poly
énergétique (appelé aussi faisceau polychromatique) allant de 0 à une énergie
maximale et qui va présenter 2
composantes :
1) Une composante de freinage, donc
continue.
2) Une composante due aux raies de
fluorescence, donc discontinu.
A. Spectre continu (du rayonnement de freinage)
Il existe plusieurs caractéristiques de ces rayonnements.
L’énergie produite va augmenter avec l’énergie des électrons accélérés entre l’anode et la
cathode.
Il va varier avec le carré de la tension, qui justifie une adéquation avec la tension qu’on a
paramétré aux bornes de notre tube et l’énergie de nos rayons X obtenu pour faire l’image
Proportionnalité entre énergie produite et tension choisie.
Plus on augmente la tension aux bornes du
tube plus on augmente l’énergie totale (la
quantité) mais également l’énergie maximale
(en keV) de nos photons.
Pour une tension identique, si on augmente
le nombre d’électrons on va augmenter la
quantité d’énergie mais Emax restera la
même car on n’a pas modifié la tension et
donc par conséquence la vitesse des
électrons.
* Emax augmente avec l’augmentation de
l’énergie des électrons.
L’énergie produite augmente avec le Z du matériau de l’anode, c’est constitutionnel on y touche
presque jamais. L’énergie va correspondre en fait à la formule de surface d'un triangle rectangle.
Dans l’énergie produite il y 4 paramètres :
1) Le motule lui-même.
2) Le nombre d’électrons arrachés à la cathode.
3) Le Z de l’anode.
4)
Le carré de la tension.
Sur ce spectre continu vont se greffer des
rayonnements de fluorescence.
Les raies correspondent aux énergies de
liaison entre les différentes orbitales du
tungstène.
On a donc un spectre de raies qui s’ajoute au
spectre continu et en fonction des e- arrachés
(en fonction de leur orbitale).
Plus on augmente le nombre n d’e- (donc
l’énergie totale produite), plus on augmente
le nombre de raies de fluorescence et
l’amplitude des pics.
NB : Il s’agit ici d’un diagramme théorique
de la production en énergie, allant de 0 à
une E0 (ici 120 keV) en rapport avec la
tension
B. Spectre discontinu (issu du réarrangement électronique)
Le faisceau de rayons X envoyé sur le
patient sera plus ou moins absorbé par les
différents tissus traversés.
Les rayons X de faible énergie vont être
auto-absorbés par l’organisme et ne plus en
sortir. Soit ils peuvent être arrêtés par la
peau soit ils sont totalement arrêtés par le
patient et donc contribuer à l’irradiation du
patient qui est totalement inutile puisqu’elle
ne participe pas à la formation de l’image.
Il est possible de faire une filtration (on utilise le plus souvent une petite plaque d’aluminium)
afin d’éviter que le patient ne reçoive trop de rayons X de faible énergie nocifs.
L’énergie est proportionnelle :
- A l’intensité du courant haute tension (va permettre de chauffer le filament de la cathode)
- Au numéro atomique de l’anode
- Au carré de la tension appliqué entre anode et cathode
-
2. Interaction et atténuation du faisceau
A. Effet Compton
Il s’agit de l’interaction avec les électrons périphériques qui ont des énergies de liaisons faibles.
Ils sont responsables de photons diffusés, qui vont dégrader l’image.
Il va prédominer à des énergies, des tensions élevées et si le Z est faible, qu’on va avoir dans le
tissu pulmonaire, hépatique.
B. Effet photoélectrique
Il s’agit de l’interaction avec les électrons profonds. Il y aura des arrachements d’électrons
provoquant des ionisations et donc à la fin une production de raies de fluorescence.
Cet effet est prépondérant à des énergies et tensions faibles et si le Z est élevé avec notamment
avec les atomes de calcium présent dans les os.
C. Atténuation
Les rayons sont atténués selon le coefficient d’atténuation et l’épaisseur des tissus ou matériaux
traversés.
* Monochromatique : (une seule énergie en théorie)
- Atténué soit par effet Compton.
- Atténué soit par effet photoélectrique.
N = N0 e− µx avec µ : coefficient atténuation (sigma + t )
sigma : coefficient atténuation par effet Compton
t : coefficient atténuation par effet photoélectrique
Ce diagramme met en évidence le coefficient d’atténuation résultant de ces 2 composantes en
fonction de l’énergie des photons X dans le cas de l’eau. Rappelons que le corps humain est
effectivement composé à 80% d’eau. On note que c’est principalement par effet Compton que
l’interaction se fait, mais on a une prédominance de l’effet photo-électrique aux énergies les plus
basses.
* Polychromatique :
Il s’agit ici de faire une somme exponentielle décroissante de chaque type de rayons X. Les
atténuations sont différentes selon les différentes énergies des rayons X.
N=N e
1
− μ1x
+N e
2
− μ2x
......+ N e
n
− μnx
3. L’image radiante
Une fois que le faisceau de rayons X sera passé au travers de l’organisme, il en ressortira atténué
de manière différente selon les structures traversées et l’image recueillie est appelée image
radiante.
Cette image (ci-dessous) est faite de plusieurs composantes :
1) Aérienne comme dans les poumons.
2) Les tissus mous et le gras comme dans le foie et l’abdomen.
3) Une composante osseuse.
Ces différentes structures vont atténuer de façon différente et cette information qui va être portée,
est appelée image radiante ou ombres portées ou opacités radiologiques qui va être ensuite
détectée pour donner une image lumineuse.
L’image lumineuse est l’image enregistrée sur le film, obtenue grâce aux matrices de détection
pour pouvoir interpréter l'image en niveaux de gris. Si le faisceau n'est pas atténué, l’image
apparaît en noir tandis que s’il est absorbé par une structure, cela se manifeste par du blanc sur
l’image (ainsi les poumons apparaissent noirs et les os apparaissent blancs).
L’image radiante va dépendre de plusieurs paramètres :
1) Le numéro atomique des atomes du tissu. Le Z est faible au niveau des tissus non osseux mais
plus élevé au niveau de l’atome de calcium des os.
2) De la masse volumique des tissus.
3) De l’épaisseur des tissus mais également de l’épaisseur totale des tissus traversés.
Ces paramètres vont jouer sur les contrastes de l’image.
* Sur l’image de gauche, l’image recueillie en I1 va être plus atténuée que celle en I2.
Si le faisceau traverse des tissus d’épaisseurs et de masses volumiques différentes, il va de soi
qu’il y aura des différences de contrastes entre ces deux tissus.
Exemple : Si on fait une radio sur un enfant et sur un adulte obèse on va avoir pour une même
structure moins de contraste chez l’adulte obèse du fait de la présence de gras. L’image radiante
va également dépendre de l’énergie du rayonnement incident.
Exemple : La mammographie.
Il s’agit d’une radiographie de la glande mammaire. Elle est très importante car il s’agit d’un
examen de dépistage du cancer du sein pour les femmes de plus de 50ans.
Comment modifier l’image radiante ?
* On va avoir des structures de composition
très proche avec les muscles derrière (grand
et petit pectoral). Dans la glande elle-même
on va avoir des structures graisseuses qui
vont atténuer plus ou moins les faisceaux de
rayon X.
* Ce qu’on veut voir dans ces radiographies
ceux sont la présence de petites structures de
calcification qui ont une densité plus
importante. Si malheureusement elles sont
présentes c’est que c’est un signe de cancer
débutant.
* Pour obtenir un bon contraste entre ces
différentes structures on va choisir le bon
coefficient d’atténuation et des énergies
adaptées car si l’énergie est trop élevée on
risque de ne pas avoir de grosse différence
d’atténuation entre les structures. On va
privilégier les énergies basses où l’effet
photoélectrique est prédominant.
Remarque : on observe les mammographies à la loupe.
En revanche, si l'on veut réaliser des images sur l’os, on utilise des énergies beaucoup plus
élevées, et on favorise donc l’effet Compton (problème car plus de photons diffusés donc
l’image pourra éventuellement être de moins bonne qualité).
D’où la nécessité de jouer sur ces paramètres (tension par exemple, pour augmenter l’énergie)
pour bien voir la structure que l’on veut imager et avoir un contraste optimal.
Lorsqu’on a des tissus de densité très proche par exemple dans le haut du thorax, on a du mal à
faire la différence entre les tissus vasculaires et les tissus mous dans lesquels se situent ces
vaisseaux.
On va donc augmenter le contraste avec l’injection de produit de contraste.
Ces produits de contraste ont un Z élevé comme par exemple le Barium (Z=56), de l’Iode (Z= 53)
ce qui va permettre d’avoir des interactions différentes entre ces atomes contenu dans ces
structures.
On va pouvoir mettre en évidence des rétrécissements aux niveaux des vaisseaux, des sténoses ou
encore des plaques de graisses appelées des plaques d’athérome.
Le sulfate de Barium va être utilisé pour le tube digestif, pour les voies urinaires et les vaisseaux
on utilise principalement de l’Iode qui est hydrosoluble.
Ici sur image de l’abdomen on a injecté par
voie basse du sulfate de barium avec de l’air.
On peut très bien distinguer à ce moment s’il
y a présence d’une excroissance appelée
diverticule ou encore la présence de polypes.
Sur l’image de la vessie, on peut distinguer,
grâce aux produits de contraste, la présence
ou non d’un calcul responsable d’une
colique néphrétique qui empêche la bonne
excrétion au niveau du rein.
On peut également réaliser une arthrographie
du genou en injectant directement le PDC
dans l’articulation, précisément dans les
différentes cavités synoviales.
Cela permet de visualiser par contraste
inversé les ménisques. Il est possible alors
en insérant une petite caméra d’aller
chercher des bouts de cartilage ou de
ménisque qui s’est fissuré.
4. Détection des rayons X
A. Les films radiologiques
On dispose d’un support polyester sur lequel il y avait une émulsion photographique avec ces
cristaux d’argent qui vont être ionisés et produire des rayons X et au final ils vont noircir plus ou
moins un film.
Il y a également la présence d’écrans luminescents, le rayonnement entre en contact avec les
cristaux de tungstate de calcium qui va irradier lui-même une émulsion ce qui permet de moins
irradier les patients. Le temps d’exposition est moins long et donc permet d’être moins irradié.
Le problème de ces films c’est qu’ils vieillissent assez mal, de nombreux artefact sont possibles.
Aujourd’hui on n’utilise plus ces films, on utilise plus particulièrement la numérisation.
B. Les tubes intensificateurs
Il permet d’obtenir des images en direct sur un patient qui permet de faire des gestes
interventionnels.
On a une photocathode qui va détecter les rayons X qui va les amplifier par un amplificateur de
luminescence, qui va arracher des électrons en augmentant la vitesse et les récupérer par un écran
secondaire qui va lui-même transformer, au niveau de son anode, les électrons en photons
lumineux qui vont être analysés par vidéo soit pas une caméra CCD pour obtenir une image
numérique par différence de potentiel.
Les avantages :
1) Acquisition en temps réel (très rapide).
2) Diminution des doses car on va envoyer les rayonnements utiles uniquement.
3) Économie des films, enregistrés sur des PAX ou même sur des CDs
La limite :
- Mauvaise résolution spatiale si on a un grand champ d’exploration.
Remarque : Souvent utilisé pour la radiographie interventionnelle et des examens avec des PDC.
C. Les écrans à mémoire « ERLM »
Ceux sont des écrans formés de cristaux phospho-luminescents qui ont la propriété lorsqu’ils sont
traversés par des rayons X de passer à l’état intermédiaire stable.
Les électrons sous l’impulsion de l’énergie des rayons X vont passer au niveau intermédiaire et
vont donner ce qu’on appelle une image latente. Tant qu’on ne touche pas à cette image elle va
être conservée au niveau de la cassette.
Pour récupérer cette image il va falloir ensuite irradier par un laser l’ensemble de la surface de
ces cristaux pour les faire revenir à leur état initial.
En revenant à ce niveau basal, les électrons vont nous donner une information de lumière qui va
pouvoir être numérisée et nous donner l’image.
La révélation va se faire sous stimulation photo-laser c’est ce qu’on appelle ces écrans au
phosphore.
On retrouve ces écrans au phosphore chez le dentiste.
Remarque : Pour des faibles rayonnements X, on a des réponses sigmoïdes. Le noircissement
n’est pas énorme, ensuite on a une étape linaire de noircissement du film proportionnelle aux
rayons X que le film reçoit. Si on expose trop aux rayons, il y aura un trop gros noircissement du
film.
Les avantages :
1) Réponse linéaire.
2) Utilisable au lit du patient.
3) Possible de faire une lecture différée.
4) Possible de faire un calibrage pour avoir une image de qualité optimale.
La limite :
- La résolution spatiale est moins bonne qu’avec le film écran.
D. Détecteur-plan matriciel
Semblable à un appareil photo numérique en grande dimension. Utilisation de semi-conducteurs
chargés (SC) dans le système de détection. On aura, en fonction de l’énergie des RX reçue par la
matrice, un mouvement des électrons à l’intérieur de la structure « électron – trou » présente dans
les SC. On obtient des informations au niveau d’électrodes (en faisant de petites différences de
potentiel), avec des électrodes de 140µ. La matrice active va alors pouvoir enregistrer
numériquement l’image.
2 types de systèmes sont possibles :
-
La conversion électrique directe :
système de conversion à disposition
matricielle, avec de petites électrodes
(140µ) déposées sur une matrice. Les
modifications de différence de
potentiel en rapport avec le
mouvement des électrons dans le SC
donne le signal électrique. En temps
réel, sur le patient, sans besoin de
balayage (contrairement aux écrans
phosphore).
-
Couple scintillateur/photodiodes :
ça ne se passe plus par système de
SC avec des charges électriques,
mais par scintillation. Les RX vont,
en fonction de leur énergie, faire
scintiller un cristal de Iodure de
Césium (qui va faire de la lumière),
avec des micro-électrodes au niveau
de la matrice qui sont en fait des
photodiodes au Silicium (ou des
détecteurs qu’on a au niveau des
caméras CCD). On aura alors une
image en direct avec une structure
réutilisable à l’infini. C’est le
principe de conversion indirecte
lumineuse.
Détecteur plan matriciel flashscan taille
des pixels = 127µm -> pour imagerie
rapide.
Intérêts :
•
•
•
•
•
Image en temps réel (peut se faire à la chaîne)
Acquisition numérique grand champ (plus c’est grand plus c’est cher)
Signal électrique directement numérisable
Excellente résolution en contraste à faible dose par efficacité quantique =
amplificateur > film/écran et écrans phosphore. Par exemple pour la
mammographie (dernière imagerie que l’on ait faite avec système de film), il faut
une précision dans la résolution d’image qui soit vraiment très fine. Aujourd'hui
on est passé en numérique même pour les mammographies parce qu’on a des
détecteurs de grande qualité avec des détails de l’ordre du pixel de centaines de
microns (100-200 µSv).
Possibilité d'amplifier les images donc une technique très intéressante.
A Pellegranne (son hôpital), on a le tube de
Coolidge et l’écran matriciel comme un
super appareil photographique, il est en
mode fixe pour faire le thorax à grande
échelle quand les patients rentrent au CHU
mais on a la possibilité d'avoir ces types de
détecteurs sur des lits pour faire des patients
couchés, de profil. L’hôpital en a 3, c'est
particulièrement onéreux mais la qualité
d'image est intéressante.
Intérêt de la numérisation : les patients peuvent ressortir avec leur CD, intéressant pour la télémédecine. On peut donc en effet faire de la médecine à distance ; par satellites, imagerie réseau.
Rappel : L’image numérique correspond à des matrices formées de pixels -le plus souvent des
carrés- chacun contenant une valeur binaire : à 1 bit (minimum binaire de l’image) seront
associées 2^n combinaisons. On aura autant de différences de gris que souhaité. Plus il y a de
pixels, plus l’image est précise.
1. Exemples d’application
Par exemple vous pouvez remarquer la différence de contrastes en fonction des différents
matériaux utilisés comme le titane.
A gauche : l'imagerie d'une prothèse de hanche douloureuse, vous savez que le problème de ces
prothèses est qu'à la longue elles peuvent se desceller et deviennent douloureuses c'est ce qu'on
observe ici en effet l'espace est anormal entre le cotyle et le biomatériau qui reçoit la tête
fémorale.
A droite : on a une queue de prothèse qui est douloureuse à cause d'une hypodensité (une image
un peu plus sombre) ce qui signifie qu'il y a moins de tissu osseux c'est le début de descellement
d'une queue de prothèse de hanche.
Il existe par exemple sur les genoux différents types de prothèses, dont les prothèses totales (à
gauche) ou uni-compartimentales (au centre). En cas d'arthrose ou de malformation, ce sont les
hémi-prothèses qui sont utilisées, au niveau du compartiment douloureux - là où il n'y a plus de
cartilage - pour soulager le patient. On peut également reconnaître des prothèses importantes (à
droite) pour des patients qui ont eu des carcinomes, où il y a la fois de grosses tiges et la structure
articulaire du genou (radios pour rechercher des appositions périostées).
On peut également voir des infections sur les
prothèses grâce aux radios, ici c'est un
panoramique dentaire.
Radio dentaire, avec des implants : pour
regarder la résorption osseuse autour d'un
implant qui pourrait être signe d’une
infection.
Ci-dessous une radio simple, où l'on voit le positionnement d'une prothèse rachidienne, après la
mise en évidence d'une hernie lombaire (ici une IRM à droite) avec protrusion de l'hernie au
niveau du canal médullaire, c'est très douloureux cela peut causer une sciatique. A gauche on a
enlevé le disque : on peut ainsi mettre une prothèse, on a 2 structures métalliques séparées par
une bille en céramique. C'est une radio post interventionnelle.
A. Artériographie, Coronographie
Radiographie des artères (avec produit de contraste) pour éventuellement visualiser de petites
plaques de graisses (plaques d’athérome) s’il y a une sténose (rétrécissement vasculaire).
Le patient est sur la table, endormi, dans un environnement le plus stérile possible. On introduit
d'abord un cathéter à l'intérieur de l'artère fémorale afin d'y injecter le produit de contraste, puis
on remonte à l'endroit où l'on souhaite visualiser l'anomalie et faire un éventuel geste : dilatation
d'un ballonnet et/ou endoprothèse.
On est ici remonté jusqu'à la crosse de
l'aorte, on y a injecté un PDC (qui a un effet
photoélectrique prédominant donc bon
contraste), on regarde les anomalies, ici une
sténose du calibre de l'artère.
Il y a des précautions à prendre par rapport au PDC - qui contient de l'iode ou du baryum = atome
lourd - : en effet, ils sont néphrotoxiques, il faut donc toujours vérifier la fonction rénale du
patient (analyse de la clairance de la créatinine). En général, on évite d'injecter le PDC si cette
dernière est inférieure à 30 mL/min. Faire également attention aux patients présentant des
allergies (souvent aux produits iodés) : il faut alors faire des préparations particulières, comme
des anti-histaminiques. Il faut par conséquent faire un bon interrogatoire afin d'éviter le choc
anaphylactique qui peut aller jusqu'au décès du patient.
Une salle de cathétérisme : on voit le
générateur de rayons X, l’amplificateur de
brillance et la table complètement
télécommandée que l’on peut adapter.
La coronographie est une radiographie des
artères coronaires. On remonte par l'artère
fémorale en remontant l'aorte jusqu'au
niveau de l'ostium des artères coronaires, on
cathétérise, on injecte le PDC par exemple
dans la coronaire droite vous avez le cœur
avec les trois segments de l'artère coronaire
on est en oblique antérieure gauche.
Pour la coronaire gauche (ici), vous allez
vous mettre en oblique antérieure droit.
Ici on a une obstruction à cause d'une plaque d'athérome, on peut la dilater avec un ballonnet,
écraser la plaque et rétablir le flux sanguin.
On va gonfler le ballonnet du cathéter plusieurs fois à pression constante. Sur l'image à gauche,
avant le geste, le flux était trop faible, alors qu’après l'intervention sur l'image à droite, le calibre
est correct avec un retour du flux sanguin.
Aujourd’hui, on met en place des endoprothèses vasculaires (stents) qui sont des petits
grillages qui vont prendre la forme de l'artère, qui permettent de retarder la récidive. En effet
auparavant, 6 mois après la dilatation, la sténose réapparaissait. Le Stent actif (recouvert de
différents produits) permet d'agir sur la plaque d'athérome, et de ralentir sa formation (soulage les
douleurs), ce qui diminue également l'agrégation des plaquettes et des thrombus et peut éviter
l'arrivée de l'infarctus. Ici, on injecte un anticoagulant (thrombolytique) en même temps que ce
type de geste. Rappel : - ischémie : diminution de l'apport d’oxygène et de nutriments au niveau du muscle
cardiaque.
- infarctus : il n'y en a plus du tout et le cœur va se fibroser et entraîner une mauvaise
contractilité du myocarde.
II. Tomodensitométrie
Ou encore appelée image scanner.
par rayons X
Historique :
Assez récent dans l’histoire de la médecine. Imagerie apparaissant dans le début des années 70. A
l'époque un scanner cérébral prenait 40 à 50 minutes ; aujourd’hui il faut 10 secondes, grâce à
l'argent de la production EMI des Beatles qui a permis à Hounsfield de mettre au point un
premier prototype de scanner à la fin des 60.
•1968 : Premier prototype industriel.
•1971 : Premier examen tomodensitométrique cérébral.
•1974 : Premier appareil corps entier
•1979 : Prix Nobel de médecine décerné à Allan MacLeod et Godfrey Hounsfield pour la mise au
point du premier scanner.
•1989 : Acquisition hélicoïdale.
•1992 : Acquisition de deux coupes simultanées par rotation.
•1998 : Acquisition multi-coupes ou multi-barrettes.
Aujourd’hui, on peut faire énormément de coupes et ce rapidement : la révolution a été d'avoir
des coupes transverses (coupes tomographiques) ; on peut désormais reconstruire en 3D, en
coupe coronale et en coupe frontale.
1.
Principe du Scanner :
• un tube à rayons X (qui tourne autour du patient)
• un ensemble de détecteurs disposés en couronne (en hémi-couronne)
• sur la mesure de l’atténuation d’un faisceau de rayons X qui traverse un segment du corps.
• le tube et les détecteurs tournent autour de l’objet à examiner.
• de multiples profils d’atténuation sont obtenus à des angles de rotation différents.
• ils sont échantillonnés et numérisés.
• les données sont rétro-projetées sur une matrice numérique de reconstruction puis transformées
en image analogique.
Remarque : Lorsqu'on manipule des rayons X, on se retrouve derrière un écran plombé. On peut
activer à distance un injecteur automatique branché sur une veine du patient qui injecte le PDC au
patient, et réaliser des images avant/après PDC.
A. Le Scanner
On a le tube, les détecteurs et toute l'informatique et l’électronique embarquée dans le système.
L'ensemble tourne autour du patient pendant que le lit rentre dans le tube pour donner une
imagerie en hélices, hélicoïdale. Lors de l'acquisition, on obtient des mesures d'atténuation en
fonction des angles de rotation du tube. Le faisceau de rayons X traversant un objet homogène
d'épaisseur x subit une atténuation, en fonction de la densité électronique de l’objet.
X = X0 e -μx
Donc : Log X0/X = μx
Le faisceau rencontre des structures de densité et d'épaisseur différentes. L’atténuation dépend
donc de plusieurs inconnues μ1x1, μ2x2, ….μnxn. On va extraire le μx, ce qui nous donne les
informations reçues par les détecteurs.
Le faisceau de rayons X va traverser
différentes structures, ici d'abord la peau
puis le gras, ensuite le foie, la rate,
l'estomac, puis la vertèbre.
On a donc à la fin un μ résultant. Ici avec un
seul faisceau, on a peu d'informations, c'est
donc en tournant autour du patient qu'on va
avoir la reconstruction des structures
traversées.
B. Détection :
• Transformation des RX en signal électrique.
• Proportionnel à l’intensité du faisceau de RX.
• Le profil d’atténuation ou de projection correspond à l’ensemble des signaux électriques fournis
par la totalité des détecteurs pour un angle de rotation donné.
• Enregistrement d’une série de profils d’atténuation résultant de la traversée de la même coupe
selon différents angles de rotation (de l’ordre de 1000 à 3000 mesures par rotation).
Profils d’atténuation et rétro-projection :
A chaque rotation, de multiples profils d’atténuation sont obtenus selon différents angles de
rotation. C'est ensuite la somme de tous les profils (ou projection) qui va permettre de
reconstruire l'image.
• Les projections sont échantillonnées et numérisées.
• Conversion des données brutes (valeurs numériques) avec une adresse spatiale
• Reconstruction possible d’une image du plan de coupe étudiée à partir de n projections obtenues
selon des angles différents.
• Ces projections sont rétro-projetées sur une matrice de reconstruction.
Ci-dessus une animation qui simule les
rayons X par un projecteur qui vont
traverser le cube. On a 3 angles différents
qui donnent 3 profils différents : c'est une
rétroprojection ou encore un épandage, il y
a
pour
chaque
angle
différentes
atténuations.
On appelle fantôme une structure qui matérialise un organe, ici les poumons. L’atténuation est
faible au niveau de l'air et forte au niveau de l'os. Plus on multiplie les profils, plus lors de la
rétroprojection, la définition de la structure augmente, ainsi à partir de l'image on obtient l'objet
en tomographie, en tomodensitométrie en tournant autour du patient. Pour des structures plus
complexes, il faudra plus que 72 projections.
• Après rétro-projection, l’objet reconstruit n’est pas aussi pur que l’objet initial (altération)
• Il faut un filtrage ou convolution (artifice mathématique) pour améliorer le résultat de
l’épandage
• On parle de rétro-projection filtrée
• Logiciels de reconstruction (rétro-projection, transformée de Fourier) pour obtenir une image
qui est la représentation la plus fidèle possible.
2. L'image
A.
Coupe et voxel
La coupe obtenue est un volume, car le
détecteur a une certaine dimension qui
donne la taille de la coupe, ce qui détermine
le voxel (un élément volumique assimilé à
l'élément basique de l'image : le pixel) qui va
donner une image 3D.
Il y a une séparation des voxels au niveau de la matrice, qui va avoir plusieurs lignes et colonnes.
Une image de scanner correspond a 512 lignes par 512 colonnes.
Dans chaque voxel, il y a l’information de l’ensemble des coefficients d’atténuation, résultant de
la rétro-projection de l’ensemble des profils d’atténuations (= résulte de l’atténuation du rayon X
incident en fonctions des différentes densités électroniques des tissus traversés). La densité est
une information d'atténuation au niveau de chaque voxel.
B.
Matrice
A chaque voxel de la matrice de
reconstruction correspond une valeur
d’atténuation μ ou de densité. En fonction de
sa densité, chaque voxel est représenté sur
l’image par une certaine valeur dans
l’échelle des gris, proportionnelle à
l’atténuation. Plus c’est atténué, plus on va
vers le blanc et vice-versa. La densité est
donc différente en fonction des tissus
traversés et ceci de façon hélicoïdale,
tranche par tranche sur votre patient.
Ici une coupe de scanner, au niveau abdominal, obtenue à partir de tous les profils d'atténuations
autour du patient, avec donc des densités différentes. A l'extérieur du patient on a une densité
quasi nulle, on a ensuite des tissus de plus en plus denses, avec l'échelle de gris qui varie. On voit
le gris du foie, le blanc de la vertèbre. On a injecté du PDC, on voit donc le rein sur la droite de
l'image ainsi que l'aorte.
C.
Echelle Hounsfield
Les coefficients de densité sont exprimés en Hounsfield (UH).
• Variations entre -1000 et +1000 avec une valeur arbitraire de 0 pour l’eau, -1000 pour l’air et
+1000 pour l’os dense (la graisse et les alvéoles pulmonaires ont un UH négatif). Il y a des
structures très denses (métal = par exemple pace-makers, prothèses en titane…) qui vont jusqu'à
3000.
• L’œil humain est capable distinguer moins de 30 à 36 niveaux de gris, au-delà, tout se
ressemble.
• Fenêtre = densités traduites sur l’écran.
Paramètres de la fenêtre :
- niveau (level) : valeur centrale des densités visualisées
- largeur (window) : nombre de niveaux de densité
- augmentation de la fenêtre = enrichissement en niveaux de gris avec diminution du contraste
entre les structures
- diminution de la fenêtre pour augmenter le contraste
Plus le tissu a une densité importante plus les rayons X vont être atténués en fonction de la masse
volumique du tissu et de la densité du tissu.
Pour les poumons, on a une faible atténuation donc les nuances sont plutôt noires et plus haut sur
l’échelle le foie possède certains niveaux de gris et des tissus très denses vont être plutôt blancs.
La graisse moins dense que l'eau va avoir des valeurs négatives.
Vous allez centrer votre fenêtre en fonction de ce que vous voulez regarder.
Pour bien voir les différences entre les structures de densité très proches, par exemple sur un
scanner cérébral, on va dilater cette fenêtre et on passe de -150 à +200, vous allez avoir un
nouveau panel de gris et pouvoir distinguer la substance blanche par rapport à la substance grise
et si il y a un hématome, un caillot de sang dans le cerveau c'est très dense donc vous pourrez le
voir.
Une image centrée sur le thorax : Par exemple si on place la fenêtre entre -1000 et +1000, cela ne
nous permet pas de distinguer les structures ; donc en rétrécissant la fenêtre, on diminue les
niveaux de gris. Tout ce qui est en-dessous apparaît blanc et au-dessus apparaît noir. Ceci permet
par exemple, si on passe de -700 à -200 de faire des images du poumon, des petites dilations si le
patient a de l'emphysème. Il n'y a plus de tissu c'est la fenêtre parenchymateuse ou
pulmonaire. Si vous voulez voir les structures qui sont blanches vous allez dilater votre fenêtre
dans cette zone (valeurs positives proches du 0) et voir les structures vasculaires, autour des
bronches, le gras du médiastin, des ganglions pathologiques avec des métastases si il y en a. Si
vous voulez voir les structures vasculaires, autour des bronches, le gras du médiastin des
ganglions pathologiques, vous devez avoir une fenêtre avec des valeurs centrales.
Si l'on veut ensuite s'intéresser à l'os, on devra modifier la fenêtre (dilater la fenêtre vers le haut)
de la même image et ainsi discriminer les structures corticales de l'os spongieux, cependant on ne
verra pas très bien le poumon.
Le radiologue utilise toutes ces petites fenêtres quand il interprète son scanner afin de pouvoir
discriminer toutes les petites structures.
Remarque QCM : attention on ne refait pas un scanner on manipule l'image en modifiant
l’échelle ; dans l'image que vous avez faite vous avez toutes ces informations sauf que vous
visualisez autrement en faisant modifier cette fenêtre.
3. Performances et qualité de l’image TDM
La qualité d’une image va dépendre de :
- La résolution spatiale (+ petite distance entre 2 objets ponctuels que l’instrument nous
permet de voir séparés dans l’image)
- La résolution en contraste (différence moyenne d’intensité entre 2 points)
A.
La résolution spatiale
C’est le plus petit détail visible à fort contraste.
Elle dépend de la taille du voxel de la matrice (+ le voxel est petit + l'image a une bonne
résolution)
• Augmente :
– Si taille foyer diminue
– Si collimation parfaite (avoir un faisceau très fin)
– Avec nombre de points de mesure par projection 0,5 à 1mm (+ on a de projections + l'image
est résolue)
Mais pour la recherche médicale résolution de 500 microns pour des petites structures chez des
souris.
B.
Résolution en contraste (ou en densité)
C’est la plus petite différence de contraste ou d’absorption décelable de façon significative par la
machine
• Dépend :
- de la tension
- de l'ampérage
- du niveau de bruit qui parasite l’information (dispersion aléatoire des valeurs de densité de
l’image autour d’une valeur moyenne)
- du nombre de photons arrivant sur détecteurs
- de la reconstruction
Mais aussi tout ce qui va dépendre du patient (gras ou pas), ses mouvements…
Sur une image radiographique, on ne peut objectiver des structures différant de 10 à 20 % alors
que le scanner peut voir des variations de 1 %.
C.
-
Les facteurs du contraste
Tissu
Épaisseur de l’objet, du patient
Énergie du faisceau incident (pour l'enfant on diminue l’énergie du faisceau)
Agents de contraste (très utilisé aujourd'hui pour des images cérébrales, abdominales,
vasculaire). On utilise également des produits iodés.
Nécessité d’augmenter la densité de structures anatomiques, surtout les axes vasculaires.
Utilisation de produits iodés injectés par voie IV (attention aux problèmes d’allergie).
D.
L'histoire du scanner
Aujourd’hui on va jusqu'à 128 barrettes. On peut descendre jusqu’à des voxels très fins.
4.
Sémiologie de l’image TDM
A. Artéfact
Il existe des artéfacts, par exemple des artéfacts en étoile : objets métalliques (amalgames
dentaires, prothèses, broches, plaques...), mouvements du patient (va donner des lignes/bandes),
respiration.
L’intérêt d'injecter des produits de contraste, est que l’on peut voir des anomalies comme un
hématome sous dural, après une commotion cérébrale ou une petite hémorragie lors d'un accident
vasculaire. Il peut alors y avoir une compression sur les ventricules ce qui n'est pas bon signe, on
essaiera alors de drainer.
L'image montre un accident vasculaire
hémorragique, il y a du sang dans le
cerveau. Anomalies de densité :
hypodensités, hyperdensités d’organes
(hémorragies, œdème…).
Recherche de structures supplémentaires : métastases
⁃
Angiographie scanner : injection IV de PCI
⁃
Anomalies de vascularisation : prise de contraste, aide au diagnostic
- Sans PDC : on peut juste soupçonner des
anomalies elles ne sont pas évidentes.
- Avec PDC : on peut apercevoir des
métastases grâce aux prises de contraste
autour de la tumeur ; le contraste a été
amélioré.
Ci-dessous les images de la partie abdominale pour voir la structure hétérogène. La première
image (à gauche) montre un cancer au foie, la deuxième (milieu) un kyste biliaire sans
conséquence, et un gros cancer du pancréas sur l'image de droite.
B.
Reconstruction 3D
Ici, ce que nous permettent de faire aujourd’hui les logiciels en 3D. Au départ on n'obtenait que
des coupes en 2D, puis on a pu obtenir des coupes en 3D. On reconstruit dans les autres plans : le
plan coronal et le plan sagittal. On peut rajouter des couleurs : intéressant pour les chirurgiens,
par exemple ici (à droite) on voit un petit anévrisme (petite dilatation) au niveau de l’aorte
abdominale sous-rénale. Bilan de fractures complexes : état des lieux, gestes de reconstruction…
Exemple d'un accident de voiture :
Ici un impact frontal. Au scanner (première image) on ne voit pas très bien le trait de fracture,
alors qu'avec la reconstruction 3D elle est beaucoup plus visible (ce qui peut aider le chirurgien
dans son geste).
Bilan préopératoire orthopédique : mesure
pour commander une prothèse adaptée,
détermination de mouvements articulaires.
Avant la pose d'une prothèse de hanche, la
reconstruction permet de prévoir la prothèse
la plus adaptée, on peut calculer l'amplitude
de sa hanche native pour une prothèse plus
personnalisée.
Bilan préopératoire de lésions complexes :
taille, rapports avec les organes et vaisseaux
de voisinage.
Reconstruction d'un greffon rénal :
intéressant de l’étudier car le pédicule peut
tourner autour de l’artère iliaque et provoqué
une sténose.
On peut également faire des images de
soustraction : ne garder que les images les
plus intenses et soustraire les images de
moindre densité. Un greffon rénal implanté
sur une artère iliaque. Ici le chirurgien veut
voir s’il n'y a pas eu de plicature au niveau
des artères lors de la greffe.
C.
Coroscan
On injecte des produits de contraste sans se servir de cathéter, ce qui nous permet de faire de
l’imagerie 3D. Cependant, on ne peut réaliser de geste chirurgical avec cette technique.
Bilan de coronaropathie : sténoses, bilan préopératoire, pontages, endoprothèses.
La reconstruction apporte des précisions sur la sténose coronaire vue sur l'image scanner (en noir
et blanc). Si un patient a des coronaires normales, on évite avec le scanner la coronographie qui
est un geste lourd, ou il y a ponction de l'artère fémorale, ça peut être du dépistage.
D. Bronchoscopie virtuelle
Après reconstruction 3D c'est une
bronchoscopie virtuelle. Au niveau de la
bronche gauche on voit qu'elle est bien libre,
alors qu'à droite il y a une entité qui bouche
la bronche : c'est une tumeur. Pour des
patients un peu fatigués, on peut déterminer
avant de faire une biopsie la localisation
précise de la tumeur.
Il faudra malgré tout faire une fibroscopie
pour un prélèvement de la lésion; on dépiste
quand même cette tumeur.
E.
Colonoscopie Virtuelle
En bas on a une colonoscopie faite par le
fibroscope qu'on introduit par l'anus et qu'on
a remonté jusqu'au niveau du côlon sous
anesthésie générale.
En haut, après scanner et reconstruction,
vous obtenez la colonoscopie virtuelle.
Ensuite, s'il y a présence de polypes vous
pourrez réaliser une exérèse grâce à une
colonoscopie conventionnelle, cela évite des
anesthésies générales chez des patients
fragiles lors de suspicions de cancer.
F.
Procédures percutanées guidées par imagerie scanner
Le scanner sert également à guider les gestes : pour faire une biopsie, une thérapie laser,
vertebroplastie pour injecter du ciment dans une vertèbre (en cas de déminéralisation osseuse),
faire une biopsie du foie. On peut faire de l’interventionnel en scanner pour guider les procédures
percutanées de façon très performante.
Aujourd’hui existe aussi les aiguilles de radiofréquence : on injecte de petites électrodes qui vont
traiter les petites métastases dans les poumons. On développe un genre de petit parapluie et on
envoie des fréquences électriques pour détruire les lésions (effectué sous scanner).
G.
Micro-tomographie à rayons X à haute résolution
Faits pour les animaux de petite taille, les micro-scanners renvoient à des résolutions de quelques
dizaines microns. Sur l’image on voit un rachis de souris, on peut donc voir des choses très fines.
On peut reconstruire des pattes en 3D pour analyser par exemple des biomatériaux que l’on va
positionner dans un os, voir l’effet de la reconstruction au cours du temps de ce matériau
novateur. On va pouvoir s’en servir pour des thérapies cellulaires, ou avec des hormones.
Les performances des scanners X :
- Résolution en densité : 1%
Sur une image radiographique, on ne peut objectiver que des variations à 20% : on va donc
favoriser le scanner.
- Résolution spatiale 0,5 à 1 mm
Cependant pour la Recherche Médicale, la résolution n’est que de quelques microns.
- Rapidité
- Scanner 5ème génération
- 2 secondes pour l’acquisition et la reconstruction d’une coupe
- Scanner spiralé : 2m30 pour le corps entier, mais on peut également réaliser un scanner
thoracique en 30/50 secondes
- Reconstruction simultanée en temps réel
- Couplage à l’ECG pour faire du coroscan.