COURS 2 : IMAGERIE MÉDICALE INTRODUCTION L’imagerie médicale regroupe les moyens d’acquisition et de restitution d’images sur la base de plusieurs phénomènes physiques tels que la résonance magnétique, la radioactivité, l’absorption/atténuations des rayons X, la réflexion d’ondes d’ultrasons, l’effet photoélectrique, etc. NOTIONS DE BASE EN IMAGERIE: L’ATOME ET LE RAYONNEMENT L’ATOME L’atome est la plus petite division d’un élément dans lequel l’identité chimique est maintenue. Il est composé d’un noyau dense, chargé positivement qui contient des protons et des neutrons et un nuage extranucléique d’électrons chargés négativement. Dans un état nonionisé, l’atome compte autant de charges positives que négatives. Dans le modèle de Bohr, (Niels Bohr, 1913) les orbites des électrons sont à distance fixe du noyau. Chaque électron occupe un état d’énergie fixe, ce qui confère à l’atome des couches électroniques auxquelles on assigne les lettres K, L, M, N, O, P, ou la couche K est la plus profonde (la plus proche au noyau). Les couches ont également un nombre quantique « n » qui prend les valeurs 1, 2, 3, 4, etc., pour K, L, M, etc., respectivement. Chaque couche ne peut contenir que 2n2 électrons. Donc, la couche K (n=1) ne peut contenir que deux électrons, la couche L (n=2) peut en contenir 2 (2)2= 8, etc. Figure 1: Modèlel de Bohr. Exemplification avec l’atome de chlore (17 électrons) Source : http://www.resume-de-chimie.com/atome.htm Le noyau de l’atome est composé de neutrons (éléments sans charge électrique) et de protons (éléments de charge électrique positive). Le nombre de protons correspond au numéro atomique Z et le nombre de protons et de neutrons dans un noyau correspond au nombre de 1 masse A (à ne pas confondre avec la masse atomique qui correspond à la masse de l’atome au complet). À titre d’exemple, le nombre de masse A de l’oxygène-16 est 16 (8 neutrons et 8 protons) alors que la masse atomique est 15.9949amu. La notation est habituellement la suivante: AZXN. Dans cette notation, Z et X sont redondants puisque le nombre de protons est généralement contenu dans le nom chimique (H, Hydrogène, correspond à Z=1, He, Hélium, correspond à Z=2, et ainsi de suite, en suivant le tableau périodique). Le nombre de protons est calculé par N=A (nombre de masse) – Z (nombre de protons). La charge de l’atome est donnée par un exposant à droite. Dans le noyau, il existe une force nommée force nucléaire. Une force autre qu'électrostatique ou électromagnétique s'exerçant entre nucléons (éléments du noyau) et qui assure la cohésion du propre noyau. Une telle force est essentiellement attractive et à très court rayon d'action. Un atome (même un ion ou une molécule en général) a un niveau d’énergie associé. Le niveau d’énergie est un état quantique stationnaire équivalent à une énergie interne particulière. Cette énergie s'exprime souvent en électronvolts mais, de préférence, en kilojoules par mole (unités du système international). ÉNERGIE DE LIAISON L’énergie nécessaire pour retirer un électron complètement de l’atome est appelée énergie de liaison. Par convention, les énergies de liaison sont négatives et augmentent avec la proximité de la couche au noyau. Pour qu’un atome puisse s’ioniser, c'est-à-dire pour qu’il devienne chargé électriquement, on a besoin d’un transfert énergétique équivalent ou supérieur à son énergie de liaison. Cette énergie peut être donnée par un photon ou une forme corpusculaire d’une radiation ionisante. L’énergie de liaison augmente avec le nombre de protons dans le noyau et dépend donc du nombre atomique (Z). Dans l’exemple cité ci-dessous, l’électron de la couche K du tungstène est beaucoup plus fortement lié à l’atome que l’électron de la couche K de l’atome d’hydrogène. Figure 2 : Variation du niveau énergétique de liaison selon le nombre atomique (Z) Source : JT Bushberg et al., 2002 ,p.22. 2 CASCADE DES ÉLECTRONS Lorsqu’un électron est retiré de sa couche par un photon X ou gamma, il subsiste une lacune dans la couche. Cette lacune est généralement remplie par un électron provenant d’une couche supérieure, qui lui-même est remplacé par un électron d’une couche supérieure et ainsi de suite. C’est ce qu’on appelle la cascade d’électrons. L’énergie libérée est équivalente à la différence d’énergie de liaison entre la couche d’origine et la couche finale de l’électron. Cette énergie est libérée sous forme de rayons X (figure 3) ou d’électrons Auger (figure 4). Figure 3 : Énergie libérée sous forme de rayons X Figure 4 : Énergie libérée sous forme d’électrons Auger Source : JT Bushberg et al., 2002, p.23. Une transition de la couche M à la couche K d’un atome de Tungstène produirait un rayon X de E(K ) = EK-EM = 69.5keV – 2.5keV = 67keV. L’énergie de liaison étant « E ». RADIOACTIVITÉ Seules certaines combinaisons de neutrons et de protons sont stables. Les atomes possédant un nombre impair de neutrons, un nombre impair de protons et une masse atomique élevée ont tendance à être instables. Par contre, avec le temps, ces noyaux instables vont aller vers un état stable. Il existe deux types d’instabilité, l’excès de neutrons et le déficit de neutrons. Ce type de noyau a un excès d’énergie comparé aux noyaux ou il n’y a pas ces déséquilibres. L’équilibre est néanmoins atteint par conversion d’un neutron vers un proton ou vice versa et cette conversion s’accompagne d’émission d’énergie. Cette émission d’énergie inclut des particules et des radiations. Les noyaux qui se transforment d’un état instable à un état stable sont dits radioactifs et le processus de transformation est appelé décroissance radioactive. Cette décroissance radioactive peut passer par différents stades avant d’atteindre un atome stable. Par exemple, l’uranium-238 (isotope de l’uranium avec un nombre de masse équivalent a 238) subit 14 transformations avant d’atteindre un état stable qui est le plomb-206 (isotope du plomb avec un nombre de masse de 238). On parle de noyau précurseur (celui qui mène à la 3 radioactivité et qui est toujours instable) et de noyau engendré (celui décroissance radioactive et qui peut être instable ou stable). ayant subi la La décroissance radioactive d’un atome radioactif forme généralement un noyau engendré dans un état excité. La radiation électromagnétique qui est émise par le noyau qui passe d’un état d’énergie supérieur à un état d’énergie inférieur est appelée rayon gamma. Cette transition est analogue à l’émission de rayons X lors d’une ionisation d’atomes. Mais comme l’énergie nécessaire à rééquilibrer l’énergie dans un noyau est beaucoup plus importante, les rayons gamma sont généralement beaucoup plus énergétiques que les rayons X. Il existe une autre méthode lorsque la désexcitation ne se fait pas par émission de rayonnement gamma : la conversion interne. Ce processus de désexcitation se fait par transfert orbital d’électrons. L’électron est éjecté de l’atome avec l’énergie cinétique équivalente au rayonnement gamma moins l’énergie de liaison. INTERACTION DE PARTICULES AVEC LA MATIÈRE Il faut différencier le comportement des particules lourdes avec celui des particules légères. D’un côté, on entend par « lourdes » les particules beaucoup plus lourdes que les électrons, c’est-à-dire toutes les particules à l’exception des électrons eux-mêmes puis des positrons (même masse que l’électron mais avec une charge électrique positive). Pour ce genre de particules, la perte d’énergie est dominée par leur interaction électromagnétique avec les électrons atomiques : processus d’excitation et d’ionisation. D’un autre côté, la perte d’énergie des particules légères (électrons et positrons) est détectée principalement grâce à l’observation de la perte d’énergie par rayonnement (processus expliqué ci-dessous). Une autre distinction importante entre des particules légères et lourdes est leur cheminement dans la matière. Les électrons suivent des chemins tortueux, résultat de la diffusion causée par l’attraction ou la répulsion coulombienne. Par contre, les particules plus lourdes ont un cheminement plus direct. On peut voir ce phénomène dans la figure 5 suivante. Figure 5. Cheminement dans la matière. L’électron à gauche et le photon alpha particule lourde à droite. Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 34. 4 L’excitation est le transfert d’une partie de l’énergie de la particule incidente vers des électrons dans le matériau absorbant. L’énergie ne dépasse pas l’énergie de liaison de l’électron. Suite à l’excitation, l’électron va retourner vers un niveau d’énergie plus bas en émettant des radiations électromagnétiques ou des électrons Auger. Ce phénomène est montré dans la figure 6. Figure 6. Processus d’excitation Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 32. Lorsque l’énergie transférée dépasse l’énergie de liaison, il y a alors ionisation et un électron est éjecté de l’atome (voir figure 7). Le résultat est un atome chargé positivement. Parfois, les électrons ainsi éjectés possèdent suffisamment d’énergie pour engendrer une autre ionisation appelée ionisation secondaire. Figure 7. Processus d’ionisation Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 32. 5 À peu près, 70% des particules chargées d’énergie mènent vers une excitation non-ionisante. Lorsque l’on parle de « ionisation spécifique », on parle du nombre d’ions primaires et secondaires produits par unité de longueur du trajet de la particule. Elle croît avec la charge électrique de la particule et décroît avec la vitesse de la particule incidente. À vitesse plus basse, la particule a le temps d’interagir plus longuement avec la matière. EFFET PHOTOÉLECTRIQUE L’effet photoélectrique est le principal effet existant quand on parle de l’interaction entre photons et un matériau (action de la lumière sur un matériau). Des électrons sont éjectés du matériau lorsque des photons interagissent. Toute l’énergie du photon incident est transmise à l’électron périphérique en l’extrayant de son atome et en créant un atome ionisé. La transmission partielle d’énergie est liée à l’effet Compton. EFFET COMPTON De manière simple, l’effet Compton est attribué à l’allongement de la longueur d’onde et au changement de la direction de la trajectoire d’un photon dans la diffusion de celui-ci sur une particule de matière. La variation de longueur d’onde donne par conséquence une variation d’énergie. Le photon perd son énergie, laquelle est entièrement distribuée à l’électron sur lequel la diffusion s’est faite. TRANSFERT LINÉIQUE D’ÉNERGIE Le transfert linéique d’énergie (LET, « linear energy transfer » en anglais) est le produit de l’ionisation spécifique (IP/cm) et de l’énergie moyenne déposée par pair d’ions (eV/IP). C’est le transfert linéique d’énergie qui détermine en grande partie les conséquences d’une exposition à des radiations. En général, des particules à LET élevé (particules alpha, protons etc.) sont beaucoup plus dommageables que des particules à LETS faible (électrons, beta moins et beta plus). Ce paramètre est défini en eV/cm, inversement proportionnel á l’énergie cinétique de la particule (à vitesse plus basse l’ionisation spécifique augmente), et il est proportionnel au carré de la charge. LE RAYONNEMENT En revenant à la détection de perte d’énergie pour ce qui concerne les particules légères, il faut introduire le concept de rayonnement. 6 Le rayonnement est l’énergie qui traverse l’espace ou la matière. Il existe deux types de rayonnements. - - Électromagnétique : rayonnement qui est issu de différents champs électromagnétiques comme les ondes radioélectriques, les ondes lumineuses, visibles ou invisibles et les rayons X et gamma. Corpusculaire : radiations dues aux particules : protons, électrons ou neutrons. Le rayonnement électromagnétique se propage dans la matière, mais n’a pas besoin de la matière pour se propager. Il a comme vecteur le photon, une particule dépourvue de masse. Sa vitesse de propagation maximale est atteinte dans le vide (2.998 x 108 m/sec). Dans d’autres médiums, la vitesse de propagation est fonction des caractéristiques de transport de la matière. Les ondes électromagnétiques se propagent en ligne droite, mais sa trajectoire peut être déviée par des obstacles. Cette interaction peut avoir lieu soit par diffusion soir par absorption. Les ondes électromagnétiques sont caractérisées par leur longueur d’onde, leur fréquence et leur énergie par photon. Les ondes peuvent être des ondes radio, TV, microondes, infrarouge, visible, ultraviolet, rayons X ou gamma. Figure 8. Les ondes électromagnétiques Source : http://www.unilim.fr/theses/2003/sciences/2003limo0064/images/image375.jpg 7 Parmi toutes les sortes d’ondes électromagnétiques, l’imagerie de diagnostic utilise : a) Rayons gamma : ils émanent du noyau d’un atome radioactif qui est utilisé pour imager la distribution d’agents chimiques dans le corps. b) Rayons X : ils sont produits en dehors du noyau et sont utilisés dans la radiographie et la tomographie. c) Rayons visibles : ils sont utilisés pour analyser les images radiographiques une fois qu’elles ont été produites. d) Radiations radiofréquence électromagnétiques dans la région FM (Frequency modulation, dans la gamme des très hautes fréquences) : elles sont utilisées comme signal de réception et de transmission dans l’IRM (Imagerie par Résonance Magnétique) Toutes les ondes sont caractérisées par leur : - Amplitude (A) : intensité de l’onde typiquement en nanomètres (10-9 m). qui spécifie son hauteur maximale. Exprimée - Longueur d’onde (lambda, λ) : distance entre deux points identiques adjacents sur la courbe. Exprimée typiquement en nanomètres (10-9 m). - Période (T) : temps nécessaire pour compléter un cycle. Exprimé en sec. - Fréquence (mu, μ) : nombre de périodes par seconde. Exprimée en Hz (cycle/sec) - La vitesse (c) : vitesse à laquelle l’onde se déplace puis le résultat de multiplier λ par μ. Exprimée en nanomètres par seconde. Figure 9. Quelques paramètres des ondes électromagnétiques Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 18. On peut décrire les ondes électromagnétiques comme des ondes ou des particules. Dans certaines situations, les ondes électromagnétiques se comportent comme des ondes, dans d’autres, comme des particules. 8 Elles ont un comportement de particules lorsqu’elles interagissent avec la matière. Cet ensemble de particules s’appelle photons. L’énergie du photon est donnée par la formule cidessous. Où, h = 6.62 x10-34 J-sec = 4.13 x 10-18 keV-sec (constante de Planck) Lorsque E est exprimé en en keV et en nm: * 1 eV est l’énergie acquise par un électron lorsqu’il traverse une différence de potentiel d’1 V dans le vide. 9 SECTEUR IMAGERIE MÉDICALE Toute machine dédiée au secteur de l’imagerie médicale du corps humain nécessite une quelconque forme d’énergie. Dans ce cas là, cette énergie doit être capable de pénétrer les tissus. D’un côté, la lumière visible a une capacité limitée à pénétrer les tissus. Elle est utilisée plutôt à l’extérieur du département de radiologie : dermatologie (photographie de la peau), en gastro-entérologie (inspection du tube digestif), en obstétrique (étude de la grossesse et de l’accouchement) à partir de l’endoscopie et en pathologie (étude des maladies en utilisant le microscope). C’est donc le spectre électromagnétique hors de la lumière visible qui est utilisé en radiologie diagnostique : rayons X, mammographie (étude des seins), la tomographie axiale, la résonance magnétique et la médecine nucléaire. Toutes ces modalités seront expliquées dans les sections suivantes. À l’exception de la médecine nucléaire, les techniques d’imagerie n’ont pas seulement besoin de pénétrer les tissus mais doivent aussi interagir avec ce tissu sous forme d’absorption, d’atténuation et de diffusion. Dans le cas contraire, l’énergie détectée ne contiendrait aucune information utile sur l’anatomie du patient et il ne serait pas possible de construire une image en utilisant cette information. De plus, la qualité des images médicales a surtout une utilité au niveau diagnostique. L’évaluation d’une image médicale ne comprend donc pas de critères artistiques mais des critères techniques. Dans la plupart des cas, il s’agit de trouver un compromis entre l’acquisition d’une image médicale de qualité et la santé et la sécurité du patient. Il est sûr qu’une meilleure image par rayons X peut être obtenue en augmentant la dose d’irradiation administrée au patient, par résonance magnétique grâce à un temps d’acquisition plus long ou de meilleures images ultrasonores grâce à un niveau d’ultrasons plus élevé, etc. Néanmoins, cette amélioration serait au dépend de la sécurité ou du confort du patient. Il s’agit donc de trouver un compromis entre qualité de l’image et sécurité du patient. LES MODALITÉS Différents types d’images peuvent être obtenues en variant le type d’énergie utilisée et la technologie d’acquisition. Les différentes façons de fabriquer des images médicales sont des modalités d’imagerie. Chaque modalité a son application en médecine. 10 LA RADIOGRAPHIE PLANE (GRAPHIE) Il s’agit de la première technologie d’imagerie médicale. Elle fut découverte en 1895 par le physicien Wilhelm Roentgen, qui fit aussi les premières images de l’anatomie humaine. C’est la radiographie qui a donné naissance à la discipline appelée radiologie. À la base, cette technologie n’utilise que deux grands équipements : une source de rayons X positionnée devant le patient et un détecteur de rayons X (plat en général) qui est placé de l’autre côté (Figure 10). Figure 10. Équipements radiographiques. Source : Jacob, 2010, p. 28. Le processus de base consiste en une émission de rayons X de courte durée (0.5 sec) de la source positionnée en face du patient et qui interagit avec celui-ci. Le détecteur permet de voir comment les rayons X se sont modifiés une fois qu’ils ont traversé le corps. Les rayons X, à la sortie de la source (du tube à rayons X) sont atténués par les milieux biologiques traversés suivant une loi exponentielle qui tient compte de l'absorption photoélectrique et de la diffusion par effet Compton. Soit I0 le flux incident de rayons X pénétrant et suivant l'axe x dans un milieu hétérogène de coefficient d'absorption (x), et I le flux émergent, nous obtenons la relation suivante : Ainsi, la distribution homogène initiale des rayons (ceux qui sont sortis de la source) est modifiée selon l’intensité avec laquelle ceux-ci sont absorbés (processus nommé atténuation) ou diffusés dans le corps. Les propriétés d’atténuation des tissus comme l’os ou les tissus mous sont différentes, ce qui résulte en une distribution non homogène des rayons qui émergent du patient et qui, en conséquence vont atteindre la plaque du détecteur. L’image radiographique est donc l’image de la distribution des rayons X, où les zones les plus blanches 11 sont celles qui correspondent aux zones de grande atténuation et celles qui sont plus foncées correspondent aux zones de moindre atténuation. Le détecteur peut être soit un film photosensible soit un système de détection électronique (radiographie digitale). La radiographie est une imagerie par transmission et projection. La source de rayons est à l’extérieur du corps (concept lié à l’imagerie par transmission), et chaque point de l’image correspond à une information le long d’une trajectoire linéaire à travers le patient (voir cidessous le concept d’imagerie par projection). Dans ces principaux domaines, la radiographie est très largement utilisée pour le diagnostic de fractures osseuses, de cancer des poumons et de problèmes cardiovasculaires. Figure 11 : Radiographie antéropostérieure et latérale d’un coude. Source : http://en.wikipedia.org/wiki/Projectional_radiography Lorsqu’une radiographie est prise, le patient reçoit une dose d’irradiation qui dépend de l’examen et de l’appareil utilisé. Le sievert (Sv) est l’unité du système international dérivé de la dose équivalente. La dose équivalente est une grandeur physique mesurant l’impact sur les tissus biologiques d’une exposition à un rayonnement ionisant, notamment à une source radioactive. Définie comme la dose absorbée (énergie reçue par l’unité de masse) corrigé d’un facteur de pondération du rayonnement (sans dimension et qui prend en compte la dangerosité relative du rayonnement considéré). Le sievert est équivalent à un joule par kilogramme (J/Kg). 12 LA RADIOGRAPHIE BASSE DOSE : L’AVENIR Une technique qui donne des résultats très encourageants est la radiographie biplan basse dose (EOS). Comme son propre nom l’indique, cette modalité utilise une dose de rayons X plus basse qu’une radiographie classique afin d’obtenir deux images (biplan) radiographiques de meilleure qualité comparativement aux radiographies conventionnelles. Ces images de face et de profil permettront ensuite la reconstruction 3D des structures osseuses à l’aide de logiciels spécialisés. Le laboratoire de biomécanique (LBM, CNRS – ENSAM, Paris) et le laboratoire de recherche en imagerie et orthopédie (LIO, ETS, Montréal) développent une méthode innovante de reconstruction 3D à partir de radiographies obtenues de face et de profil. L’imagerie en champs sombre est une technique basée sur les interférences des rayons X lorsqu’elles ont traversé les matériaux, interférences qui donnent des informations sur le contraste de phase et des informations sur les champs sombres des images. Les images en champs sombre sont sensibles à la diffusion des radiations à l’intérieur du matériau lui-même, tandis que les images traditionnelles à rayons X ne le sont pas. Cette sensibilité permet de révéler des changements subtils de la structure osseuse, des tissus mous ou des autres composés, en procurant une clarté incomparable. Grâce à l’imagerie en champs sombre on pourrait diagnostiquer l’apparition de l’ostéoporose et pour les tissus mous, diagnostiquer précocement les cancers du sein, les plaques associées à la maladie d’Alzheimer, etc. Figure 12 : Système EOS Source : http://www.maitrise-orthop.com/viewPage.do?id=1101 13 LA FLUOROSCOPIE La fluoroscopie est l’acquisition en continu d’images radiographiques en temps réel de radiographie. Il s’agit d’une technique qui est capable d’obtenir des images en mouvement en temps réel des structures internes du patient. Le fluoroscope est une machine équipée d’une source de rayons X et d’un écran fluorescent, laquelle est en même temps divisée en un intensificateur d’images de rayons X et une caméra CCD (caméra dotée d’un capteur CCD, dispositif à transfert de charge qui transforme les photons lumineux reçus en tensions proportionnelles au nombre d’électrons éjectés par effet photoélectrique qui seront postérieurement numérisés). Figure 13. Le fluoroscope C-arm. Source : http://host123.ebm.bestsoftwarehost.com/images/XRZ-CB7D%20X.jpg Le processus d’obtention d’images est le même que celui de la radiographie. Par contre, la fluoroscopie permet d’obtenir plusieurs radiographies simultanément et celles-ci sont rapportées sur l’écran fluorescent et enregistrées simultanément par la caméra CCD. On peut définir un écran fluorescent comme une couche de matériel couvert d’une substance fluorescente afin d’émettre de la lumière visible quand elle est frappée par la radiation ionisante provenant de la source de rayons X. L’intensificateur d’images de rayons X permet de voir les images sous conditions normales (à l’époque, les radiologistes devaient analyser les résultats obtenus dans des chambres noires ou avec des « lunettes rouges adaptées »), et permet également de les enregistrer. On utilise les caméras CDD car elles ont un senseur d’images (convertissage d’une image optique par un signal électrique) en agissant comme un dispositif photoélectrique qui est idéal dans ce cas-là. La fluoroscopie est utilisée dans des situations très diverses : - - pour le positionnement de cathéters dans les artères, pour visualiser des agents de contraste (produit qu’on introduit au patient et qui permet la visualisation des structures anatomiques ou pathologiques étant donné sa capacité d’absorption des rayons X) pour visualiser le tractus gastro-intestinal ou pour d’autres procédures où le résultat en temps réel est nécessaire (placement de ligaments artificiels, suivi en temps réel d’opérations chirurgicales, etc.). La fluoroscopie est aussi utilisée pour faire des films de rayons X d’organes en mouvement, comme le cœur ou l’œsophage. 14 À titre d’exemple, l’utilisation de la fluoroscopie pour l’analyse de l’intestin grêle est mise en place à l’aide d’une radiographie conventionnelle après l’injection de produit de contraste par le biais d’un cathéter, directement dans la lumière de l'intestin grêle. La réception des rayons X transmis se fait par un écran digital, permettant d'enregistrer l'image en continu. Le point fort plus évident est l'enregistrement en continu, qui permet, en plus de la visualisation morphologique, de mettre en évidence les mouvements péristaltiques du tube digestif. Par contre, le patient reçoit une forte irradiation. Figure 14. Résultat d’une fluoroscopie d’intestin grêle. Source : http://edumed.unige.ch/ LA MAMMOGRAPHIE La mammographie est une radiographie de la poitrine et donc une imagerie par transmission et par projection. L’énergie des rayons X est beaucoup plus faible que celle d’autres applications (environ 0.7 mSv) et les machines modernes de mammographie sont désignées spécifiquement pour cette fin. La mammographie sert à diagnostiquer le cancer du sein asymptomatique (qui n’a pas encore produit de symptômes) et le cancer du sein symptomatique (celui qui a déjà produit symptômes). Figure 15. Résultat d’une mammographie Source : http://www.radiologie-idaroberstein.com/html/mammographie.html 15 Figure 16. Appareil mammographique Source : http://www.chuv.ch/rad/rad_home.htm LA TOMOGRAPHIE AXIALE CALCULÉE PAR ORDINATEUR La tomographie axiale calculée par ordinateur (TACO), aussi appelée CT-scan (CT équivaut à Computed Tomography) ou tomodensitométrie, a été disponible dès les années 70 et est la première modalité d’imagerie qui a été rendue possible grâce à l’ordinateur. Les images de tomographie axiale sont produites en passant des rayons X à travers le corps humain selon un grand nombre d’angles grâce à l’effectuation d’une rotation du tube à Figure 17. Scanner tomographique rayons X autour du corps. Des barrettes Source : des détecteurs à rayons X sont situées à http://occidentlibre.files.wordpress.com/2009/12/scannertomo-graphique-0061.jpg l’opposé de la source et collectent les données transmises. Les points ainsi collectés sont synthétisés par un ordinateur qui produit une image tomographique. Le terme de tomographie veut dire tomo (tranche) et graphie (image). Ainsi, ce processus consiste en la prise plusieurs tranches selon des inclinations différentes. La tomographie axiale est une technique de transmission qui résulte en une série de tranches de tissu du patient. L’avantage est la possibilité de visualiser des tranches de tissus sans avoir la superposition des autres structures sur ou sous-jacentes. Par la suite, on pourra extraire des modèles 3D en utilisant des techniques de reconstruction. Cette méthode a modifié la chirurgie dans le sens qu’elle permet d’éviter des interventions chirurgicales exploratoires. Les scanners modernes peuvent acquérir des images de moins d’1mm d’épaisseur sur le corps au complet et permettent de révéler la présence de cancers, disques rompus, anévrismes et un grand nombre d’autres pathologies. A l’aide de la 16 tomographie, on peut faire ressortir certain tissus en injectant un produit de contraste (souvent un complexe d’iode comme l’iode hydrosoluble, ou des produits contenant du sulfate de baryum ou des métaux lourds). A titre d’exemple, l’iode est communément utilisée pour faire ressortir les vaisseaux sanguins, car après l’injection de la solution iodée, ceux-ci apparaissent hyperdenses et sont très visibles lorsque l’irradiation est faite. Les scanners se sont beaucoup améliorés depuis les années 70 alors qu’ils ne permettaient d’acquérir que des coupes isolées. Le patient était placé sur une table mobile qui se déplaçait sous l’anneau circulaire chaque fois qu’un niveau d’acquisition (coupe ou slice) était requis. Le patient restait immobile pour chacune des prises d’images. Aujourd’hui, avec l’augmentation des barrettes et le déplacement automatique de la table, on peut faire un examen tomographique en très peu de temps avec un grand nombre d’images. Évidemment, la dose émise au patient doit être considérée et il faut la limiter autant que possible, surtout dans le cas des maladies bénignes. Figure 18. Tomographie du crâne Source : http://commons.wikimedia.org/wiki/File:Computed_tomography_of_human_brain_-_large.png Les équipements sont de plus en plus sophistiqués et l’on dispose maintenant de deux principaux types de scanner : les spiralés ou hélicoïdaux et les doubles tubes. Pour le scanner spiralé, l’émission des rayons X – acquisition est toujours continue. La table avance dans l’anneau circulaire à une vitesse fixe (donnée par le paramètre pitch : distance par révolution / largeur des rayons (beam width)) en atteignant des examens qui ont une durée de quelques secondes. Les premiers scanners spiralés avaient uniquement une barrette (single slice scanners en anglais), ce qui ne permettait qu’une seule acquisition de données pour chaque position lorsqu’une rotation des tubes à rayons X était effectuée. L’apparition des scanners multi-barrettes (multi-slices scanners en anglais) a permis d’augmenter le nombre de tranches par rotation. Un scanner est maintenant capable d’atteindre un total de 320 tranches par rotation. Avec les appareils de dernière génération, il est possible d’effectuer des rotations chaque 260 ms (comparativement à 500 ms pour les appareils anciens), des coupes plus fines, d’accéder à la reconstruction tridimensionnelle de structures de taille réduite (telles que les artères coronaires) et de réussir à faire des images d’aussi bonne qualité en utilisant des irradiations inferieures. 17 Le scanner doubles tubes est le premier scanner à double source de rayons X. Il s’agit d’une technologie avec deux sources de rayons X qui sont disposées à angle droit l’une par rapport à l’autre qui peut offrir une vitesse d’acquisition (un pitch de 3,2) et une résolution temporelle (à 75 ms) deux fois plus élevée. Il est également possible d'utiliser les deux tubes à des énergies différentes (double énergie), ce qui ouvre de nouveaux domaines d'utilisation. PRINCIPES D’ACQUISITION D’IMAGES Le tomodensitomètre (CT Scan) est basé sur la mesure des différents coefficients d'absorption µ(x,y) des tissus traversés par un faisceau de rayons X (voir formule de la section radiographie) ou CA. L’absorption et l'atténuation sont deux concepts étroitement liés, car ce qui est absorbé par les tissus est dû à l’atténuation des rayons incidents. Chaque tissu a son coefficient d'absorption propre qui dépend de la densité du tissu et de l'énergie du faisceau du rayon X qui le traverse. La réalisation la plus simple d'un CT Scan nécessite donc un émetteur de rayons X, un détecteur qui lui est solidaire et un corps à étudier. Le corps sera bien sûr placé entre l'émetteur et le détecteur (voir figure 19 ci-dessous). Figure 19. Éléments nécessaires pour la réalisation la plus simple d’un CT Scan Source : http://www.aapm.org/meetings/07AM/VirtualPressRoom/LayLanguage/IIMultiplexing.asp En animant simultanément un mouvement de translation selon l’axe x, le faisceau de rayons X et le détecteur tournent (car ils sont solidaires). On peut connaître les projections des coefficients d'absorption en plusieurs points pour un angle donné par rapport à l'objet. C’est de cette façon que l’on obtient un profil d’absorption selon x pour un angle donné (voir figure 20). 18 Figure 20. Obtention d’un profil d’absorption selon x par un angle donné Source : JT Bushberg et al., 2002 (gauche) et JM Lina et C. Laporte [notes du cours GTS601 : Principes de l’imagerie médicale. ÈTS], 2010 (droite) Par la suite, on fait tourner le système de quelques degrés et on recommence une série de mesures lors de la nouvelle translation (voir figure 21 à gauche). Figure 21. Rotation du système et nouvelle traslation Source JT Bushberg et al., 2002 Ces opérations sont répétées sur 180 degrés. On voit trois exemples de projections dans la figure 22 ci-dessous. Figure 22. Ensemble d’opérations à répéter Source : JM Lina et C. Laporte [notes du cours GTS601 : Principes de l’imagerie médicale. ÈTS], 2010 19 La connaissance des profils d’absorption suivant les différents angles donne comme résultat la valeur du coefficient d’absorption à chaque point du plan. C'est un ordinateur qui se charge des calculs et qui reconstitue une image plane numérique en donnant à chaque pixel un niveau de gris correspondant au coefficient d'absorption. L’ensemble de tranches donnera différents pixels superposés, ce qui servira à l’obtention des voxels (pixels en 3D) en utilisant des traitements numériques par ordinateur des coupes 2D (voir figure 23 ci-dessous). Figure 23. Image résultante Source JT Bushberg et al., 2002, p. 329. PRODUCTION DE RAYONS X, TUBES À RAYONS X ET GÉNÉRATEURS PRODUCTION DE RAYONS X Les rayons X peuvent être produits de deux manières différentes. La première manière est celle liée aux changements d’orbite des électrons. Des rayons X sont produits par des transitions électroniques qui font intervenir les couches internes proches du noyau. Ces transitions peuvent êtres données lors d’un rayonnement incident de rayons X vers l’atome ou bien par un bombardement d’électrons, fait qui provoquera l’excitation de l’atome (éjection des électrons). Si l’électron éjecté est proche du cœur, un électron de la périphérie va occuper sa position (processus de désexcitation) en émettant Figure 24. Phénomène de la fluorescence X. Source JT Bushberg et al., 2002, p. 101. 20 un photon qui va appartenir au domaine X. La deuxième façon de produire des rayons X est basée sous le principe d’accélération (freinage et changement de trajectoire) d’électrons. Un tube à rayons X sera alors nécessaire. Le principe est le suivant : Lorsqu’on applique une haute tension électrique (de l’ordre de 20 à 400 kV) entre deux électrodes, un courant d’électrons, de la cathode vers l’anode (appelée aussi anticathode ou cible), est produit. Lorsque le faisceau d’électrons avancent vers la cible, ils sont freinés par les atomes de celle-ci, en provoquant un rayonnement continu de freinage ou de Bremsstrahlung (phénomène décrit plus bas), dont une partie du spectre est dans le domaine des rayons X. En même temps, les rayons résultant provoquent l’excitation des atomes de la cible qui, telle que décrit au début de cette section, réémettent un rayonnement X grâce au phénomène de la fluorescence X. Le tube donnera un spectre résultant de la superposition du rayonnement de freinage et de la fluorescence X de la cible. Figure 25. Procédure d’obtention des rayons X, tube à rayons X. Source JT Bushberg et al., 2002, p.98. Figure 26. Superposition du rayonnement continu de freinage et de la fluorescence X Source : http://www.maxisciences.com/rayon-x/tout-savoir.html 21 D’un autre côté, lorsqu’on parle de la production de rayons X basée sur le principe d’accélération par changement de trajectoire, on parlera du rayonnement synchrotron, qui est donné grâce à l’accélérateur circulaire synchrotron. Dans de tels accélérateurs, un champ magnétique permet d’accélérer un faisceau d’électrons, où selon les équations de Maxwell, ces particules chargées vont émettre un rayonnement électromagnétique. Selon la vitesse appliquée aux électrons, on atteindra une partie du spectre électromagnétique ou une autre. RAYONNEMENT CONTINU DE FREINAGE OU DE BREMSSTRAHLUNG Ce rayonnement électromagnétique est créé par le ralentissement des charges électriques lorsqu’une cible solide est bombardée par un faisceau d’électrons. Ce ralentissement est dû aux champs magnétiques des noyaux de la cible, qui font varier la vitesse des électrons constituants du faisceau. Par ailleurs, comme les équations de Maxwell le disent, toute charge dont la vitesse varie (en valeur absolue ou en direction), rayonne. Le flux de photons crée un spectre en énergie quasiment continu. Figure 27. Rayonnement continu de freinage au de Bremsstrahlung Source : http://en.wikipedia.org/wiki/Bremsstrahlung TUBES À RAYONS X Le tube à rayons X le plus largement utilisé est le tube de Coolidge (encore appelé tube à cathode chaude). C’est un tube sous vide poussé (proche des 10-4 Pa et des 10-6 torr), recouvert d’une enceinte plombée. Un filament de tungstène chauffé par un courant électrique (effet Joule) est chargé d’émettre les électrons composant du faisceau qui servira à bombarder l’anode. Ce filament constitue la cathode du tube. Deux sortes de géométries existent : le tube à fenêtre latérale (le filament est un solénoïde d’axe rectiligne, il est placé face à la cible, et où la trajectoire des électrons est une droite), et le tube a fenêtre frontale (le filament est un solénoïde à axe circulaire entourant l’anode et en donnant une trajectoire courbée aux électrons). Ci-dessous, les configurations en images. 22 Figure 28. Géométrie : fenêtre latérale Source : http://fr.academic.ru/dic.nsf/frwiki/1666601 Figure29. Géométrie : fenêtre frontale Source : http://fr.academic.ru/dic.nsf/frwiki/1666601 Une amélioration des tubes permet avoir des intensités de rayons X plus importantes. Ce système d’amélioration est appelé sous le nom de tubes à anode tournante, où une anode de grandes dimension et en forme cylindrique est tournée de sorte que chaque partie de celle-ci ne soit irradiée que pendant des courts intervalles de temps. On réussit, avec cette méthode à faciliter la dissipation de la chaleur. Afin de procurer un spectre continu, une énergie maximale, une quantité élevée des rayons émis et une intensité la plus importante possible, il faut bien étalonner les principaux paramètres des tubes à cathode chaude. Il faut faire surtout très attention aux trois paramètres suivants : la composition chimique de la cible, la tension anode-cathode et l’intensité du filament. En ce qui a trait à la composition chimique de la cible, celle-ci déterminera le spectre et fera varier les énergies/longueurs d’onde des raies Kα1, Kα2 et Kβ, des atomes de la cible. Ensuite, en ce qui a trait à la tension anode-cathode, il faut assurer une tension élevée entre ces deux électrodes car c’est ce paramètre qui va déterminer la forme du spectre continu de freinage et des autres grandeurs comme l’énergie maximale des rayons X émis. Plus on augmente la tension, plus l’énergie maximale des rayons X (énergie des photons) augmente, et par conséquent, plus la longueur d’onde minimale diminue. L’énergie des électrons émis par le filament de tungstène et accélérés par le tube suivent cette équation : Où E0 l’énergie cinétique exprimée en (keV), V est la tension entre anode-cathode et e est la charge de l’électron. Une E0 supérieure à l’énergie d’ionisation des électrons des couches internes des atomes de l’anode provoquera, en plus du rayonnement continu de freinage, la fluorescence de la cible. On verra donc des raies Kα1, Kα2 et Kβ des atomes de la cible. À l’inverse, une E0 inférieure à cette énergie d’ionisation procurera seulement le rayonnement continu de freinage. Finalement, pour assurer une bonne quantité de rayons X émis, il faut bien étalonner l’intensité par courant le filament, intensité qui est directement proportionnelle à celle des rayons X. 23 GÉNÉRATEURS Le générateur de rayons X appliqué à la radiologie humaine utilise normalement une puissance qui est entre les 30 et 100KW. On utilise une forte puissance étant donné que le cliché doit être réalisé rapidement afin d’éviter le flou dû au mouvement du patient. En ce qui concerne la tension, à titre d’exemple, pour faire une mammographie la tension d’émission est de 20 kV. , Pour faire une radiographie pulmonaire, la tension monte jusqu’aux 150 KV. Pour un diagnostic radiothérapeutique, la tension peut atteindre les 250 kV. Les générateurs d’aujourd’hui travaillent à haute fréquence. La haute fréquence sert à diminuer l’énergie qu’il est nécessaire de stocker dans les différents condensateurs du système. Cela permet de réduire l’encombrement de la partie haute tension et de diminuer l’énergie qui peut être accidentellement libérée dans le tube à rayons X lors de claquages. Dans le domaine médical, la haute fréquence permettra de réduire la dose de rayonnement mou reçue par le patient, qui n’est pas utile pour l’imagerie et moins encore pour le patient. ULTRASONS L’ultrason est un son dont la fréquence est supérieure à 20 000 Hz. C’est une onde mécanique et élastique qui a besoin d’un support matériel pour se propager. On parle d’ultrason car leur fréquence est trop élevée pour être audible à l’oreille humaine (son trop aigu). Sa vitesse change d’un milieu à l’autre. Par exemple, la célérité du son dans l’air est de 300 m/s alors que dans en milieu aqueux, il a une vitesse de 1500 m/s (presque la même vitesse qu’il aura dans l’organisme humain). Figure30. Comportement des ultrasons lorsqu’ils se rencontrent avec une interface Source : http://umps.med.univ-tours.fr/coursUS.html Pour bien comprendre le fonctionnement des ultrasons dans le domaine de la médecine, on doit d’abord parler du comportement de ceux-ci quand ils traversent les corps humain. 24 Avant tout, il faut savoir que les tissus présentent une résistance au passage des ultrasons, résistance variable selon le tissu et dépendant du module d’élasticité et de la densité du tissu. Les tissus sont séparés par des interfaces. Lorsque les ultrasons frappent l’interface, une partie de l’énergie incidente est transmise, une autre est réfléchie et, si la taille de l’interface est inférieure à la longueur d’onde des ultrasons, une dernière partie est diffusée (l’onde incidente est renvoyée dans toutes les directions de l’espace). La transmission, ainsi que la réflexion sont fonction de l’angle d’incidence de l’onde sonore. Il existe une transmission dans la même direction et de même sens lorsque l’incidence est faite perpendiculairement à l’interface. Dans ce cas, la réflexion est faite dans le sens contraire. Quand l’incidence n’est pas perpendiculaire, apparaît le phénomène de réfraction. L’onde transmise subit une déviation, tandis que l’onde réfléchie est déviée d’un angle égal à celui de l’onde incidente par rapport à la normale à l’interface. Les énergies transmises et réfléchies, ainsi que l’angle de réfraction sont fonction de la différence d’impédance entre les tissus. La réflexion sera élevée si la différence d’impédance entre les tissus est élevée. Il existe enfin un phénomène d'absorption de l'énergie par les tissus traversés qui transforme l'énergie acoustique en énergie calorifique. L'EFFET DOPPLER L’effet Doppler correspond à la perception de la fréquence d’un processus ondulatoire qui change en fonction de l’existence ou non d’un déplacement relatif entre l’observateur et le phénomène. Si l’observateur se dirige vers la source du mouvement ondulatoire, la fréquence qu’il va percevoir sera plus forte, par contre, si s’en éloigne, la fréquence perçue sera plus faible. Un déplacement parallèle à la source provoquera une différence majeure entre la valeur relative de la fréquence et la valeur qui est liée à un point fixe dans l’espace. Par contre, un mouvement relatif perpendiculaire ne provoquera nulle modification. Ce phénomène peut aisément se comprendre lorsqu’on entend passer une voiture de police dont le son émis change de fréquence (de hauteur) selon l’emplacement de la voiture. L'ÉCHOGRAPHIE Lorsqu’une onde ultrasonore rencontre une interface, elle est réfléchie sans subir aucune modification de sa fréquence. L’énergie ainsi réfléchie (écho) sera utilisée afin d’identifier, localiser et caractériser l’interface avec laquelle l’onde a frappé. L’image échographique sera créée grâce à la captation des énergies réfléchies par les différentes interfaces traversées. Pour mieux expliquer ce qu’est qu’une échographie, nous poursuivrons avec une petite description du fonctionnement de l’échographe, l’appareil chargé de faire des échographies. 25 L’échographe est constitué d’une sonde, du gel, d’un système informatique, d’une console de commande, d’un système de visualisation (moniteur) et d’un système d’enregistrement des données. L’élément de base de l’échographie est la sonde (nommée barrette échographique), plus encore, l’élément de base de l’échographie est une céramique piézoélectrique située dans la sonde. Cette céramique joue le rôle autant d’émettrice que de réceptrice des ultrasons. Ainsi, la sonde va générer des ultrasons quand elle sera soumise a des impulsions électriques, mais elle va aussi capter les échos. Quand elle agit comme réceptrice, on parle de transducteur ultrasonore. Environ 1000 transducteurs ultrasonores Figure 31. l’Échographe disposés en ligne sont présents dans les sondes Source : http://webnormales, et environ 3000 lorsqu’on parle japan.org/nipponia/nipponia32/images/feature/16_4.jpg d’échographies cardiaques. La fonction de la sonde consiste à envoyer des ultrasons modulables afin que ceux-ci soient réfléchis par les éléments à étudier et qu’ensuite, un enregistrement de ces échos soit fait. Le radiologie peut moduler la fréquence des ultrasons. Les ultrasons de fréquence élevée permettent l’obtention de signaux plus précis en fournissant une image plus fine, et les ultrasons de fréquence plus faible permettent l’examen des structures profondes. Afin de modifier la fréquence, plusieurs sondes sont mises à la disposition du radiologue : - sondes de 1,5 a 4,5 Mhz (usage courant des secteurs profonds comme l’abdomen et le pelvis en donnant une définition de l’ordre de quelques millimètres), sondes de 5 Mhz (usage pour l’examen des structures de profondeur intermédiaire comme le cœur d’enfant, en donnant une définition inférieure au millimètre, sondes de 7Mhz pour les petites structures qui sont assez proches de la peau, comme les artères ou les veines, en donnant une résolution près du dixième de millimètre, et des sondes qui travaillent dans l’intervalle des 10Mhx jusqu’aux 18Mhz (utiles dans l’imagerie superficielle (structures proches à la peau) et en donnant une définition proche du centième de millimètre. 26 Comme vu précédemment, la fréquence d’émission des ultrasons joue un rôle important dans le niveau de définition. D’autres paramètres comme la forme de la structure examinée et la fréquence de réception feront également changer la qualité de l’image. À ce propos, on obtient une bonne résolution lorsque la structure est positionnée de manière perpendiculaire au faisceau d’ultrasons. En ce qui concerne la fréquence de réception, elle est normalement Figure 32. Image d’une écographie obstétricale égale à celle d’émission lorsque la sonde travaille Source : http://www.radiologie-reims.fr/en mode fondamental, ou égale au double de Echographie-obstetricalecelle émise lorsque la sonde travaille en mode harmonique. En utilisant ce mode, la sonde ne détecte que les échos revenus du même sens que l’émission, écartant alors les échos qui sont diffusés, permettant ainsi d’obtenir un signal plus fort et en conséquence une image beaucoup moins bruitée. Comme expliqué plus haut, d’autres composants sont aussi présents dans l’échographe. Le gel, de son côté, assure le contact total entre la peau du patient et la sonde. Sans l’application du gel, Il y aurait toujours des fines couches d’air entre la sonde et le patient qui atténuerait de façon importante l’émission et la réception des ultrasons par la sonde. Cela est dû à la différence d’impédances acoustiques des deux milieux (Zair= 413,5 Pa·s/m, Zpeau=161,4·104 Pa·s/m). Les signaux sont ensuite amplifiés et traités afin de les convertir en signal vidéo, où l’image est donnée en niveau de gris qui varient selon l’intensité de l’écho reçu. Il existe plusieurs applications dans le domaine de l’échographie : échographie gynécologique et obstétricale (dans le cadre de la grossesse), échographie de l’appareil locomoteur (analyse des muscles, tendons, ligaments et des nerfs périphériques), l’échographie peropératoire, l’échographie vasculaire (analyse des flux sanguins), l’échographie cardiaque ou échocardiographie, l’échographie avec produit de contraste et l’élastographie (évaluation de l’élasticité des tissus afin de détecter des cancers). 27 COURS 3 : MÉDECINE NUCLÉAIRE INTRODUCTION La médecine nucléaire est une branche de la radiologie qui désigne soit l’imagerie par résonnance magnétique, soit la scintigraphie. Ce sont deux domaines très différents de l’imagerie qui se regroupent pourtant sous le même chapitre. Pour l’imagerie par résonnance magnétique, l’origine du nom vient du fait que ce sont des protons d’hydrogènes qui servent à produire l’image. Pour la scintigraphie, on utilise la capacité d’un élément radioactif à se fixer sur des cellules du corps d’où ils émettront des rayonnements qui pourront être détectés. Ce chapitre présente ces deux méthodes. La médecine nucléaire est une imagerie fonctionnelle. Plutôt qu’une juste information anatomique, la médecine nucléaire produit des images qui informent sur la physiologie (donc la fonction). C’est ce qui constitue l’intérêt de la médecine nucléaire. RADIOTRACEURS Le radiotraceurappelé aussi radiopharmaceutique, est l’association d’une molécule vectrice et d’un marquer radioactif. La molécule vectrice se localise sur les structures qui nous intéressent. Le marqueur radioactif émet des rayons gamma et permet de nous renseigner sur sa localisation. Le marqueur est un radio-isotope. Les radio-isotopes sont des atomes dont le noyau est instable, donc radioactif. Autrement dit, il y a un excès de protons, de neutrons ou des deux. Cette instabilité rend possible l’émission de rayons gamma qui sont ensuite détectés là ou le vecteur se sera fixé dans le corps. Plusieurs radiotraceurs sont utilisés en médecine nucléaire. Ceux-ci varient selon les organes à étudier : - - Le 99TC (technétium) est le radiotraceur le plus utilisé puisqu’ il a des caractéristiques physiques presque idéales (demi-vie de 6 heures, énergie gamma moyenne (très bonne pour traverser les tissus et très bonne pour la détecter facilement), abondance de photons gamma (98%)). Le technétium est utilisé comme marqueur de molécules biologiquement actives (vectrices). Si on lie le technétium à des phosphates ou à des phosphonates, on imagera le métabolisme osseux. Si on le lie à des chélateurs tel le DTPA, on imagera la fonction rénale où même, si le DTPA est en forme d’aérosol, on imagera la ventilation pulmonaire. Et finalement, si on le lie à des macro-agrégats d’albumine, on pourra imager la perfusion pulmonaire, etc. Le 201TI (thallium) permet d’évaluer la perfusion sanguine myocardique Le 123I (iode) permet d’étudier le métabolisme de la thyroïde Le 67Ga (Gallium) permet d’imager la fonction de la moelle osseuse et dans la recherche de certaines infections, lymphomes et tumeurs. 28 - Le 111In (indium) est utile afin d’imager la production, la migration et la réabsorption du liquide céphalo-rachidien. SCINTIGRAPHIE PLANE La scintigraphie consiste à administrer un radio-traceur et à imager la fixation de celui-ci sur certaines cellules. Ainsi, la scintigraphie est utilisée au niveau du cœur pour étudier la perfusion du myocarde (flux sanguin arrivant dans le muscle cardiaque) dans l’exploration des maladies coronaires, au niveau du poumon dans le diagnostic d’embolies pulmonaires, au niveau de l’os dans le diagnostic de fractures, fissures, inflammations du squelette (voir figure 33), au niveau du cerveau pour étudier la perfusion de celui-ci ou même dans l’étude de maladies dégénératives ou épileptiques, au niveau de la thyroïde pour diagnostiquer les maladies thyroïdiennes. La scintigraphie peut être applicable au niveau exploratoire pour les maladies des reins, du foie, des vaisseaux lymphatiques et de beaucoup d’autres organes et ce, dpendamment du traceur que l’on utilise. Figure 33. Scintigraphie pour l’exploration squelettique Source : http://medecinenucleaire.skyrock.com/1155098554-LA-SCINTIGRAPHIE-OSSEUSE.html 29 LA GAMMA CAMERA Pour produire une scintigraphie, on utilise une gamma caméra (appelée aussi Anger caméra en référence à son inventeur H. Anger). La gamma caméra sert à l’acquisition des images à partir des rayons gamma émis par le matériau radioactif. La caméra possède un collimateur, un détecteur de scintillation (appelé aussi détecteur de cristal car il est fait d’un matériau de structure cristalline), plusieurs photomultiplicateurs, des circuits logiques de position et un ordinateur pour l’analyse des données. Le premier dispositif que les rayons gamma (en forme de photons non visibles) trouvent lorsqu’ils sortent de l’organe/élément d’étude est le collimateur à trous parallèles, un dispositif optique qui permet l’absorption des rayons gamma en plus de l’obtention d’un faisceau de rayons gamma parallèles entre eux et perpendiculaires à la surface. Le collimateur permet de déterminer l’origine des photons et la bonne localisation des rayons sur le détecteur de scintillation. L’inconvénient majeur du collimateur est qu’il ne laisse passer qu’une faible partie des photons (1 sur 10000 environ); la majorité disparaît dans le plomb du collimateur. Le signal recueilli est donc souvent faible. C’est également le collimateur qui va dans une large mesure, déterminer la résolution de la gamma-caméra (c’est-à-dire sa capacité à distinguer deux objets proches) en fonction du diamètre des trous, de l’épaisseur de plomb entre les trous et de la géométrie du collimateur. Après la collimation, il y a la détection des photons avec le détecteur de scintillation. Le détecteur fait en sorte que grâce à l’effet photoélectrique et l’effet de diffusion de Compton, les photons qui frappent le détecteur font éjecter les électrons de ses atomes en produisant de la lumière visible. Le processus est le suivant : lorsqu’un photon gamma interagit avec le cristal (généralement d’iodure de sodium avec des traces de thallium), il cède son énergie au cristal par effet photoélectrique. Le photoélectron éjecté possède une énergie suffisante pour provoquer à son tour l’expulsion de nombreux autres électrons dans le cristal. Un photon de fluorescence (dans le domaine bleu-ultraviolet) est émis pour chaque photoélectron expulsé. On obtient ainsi une gerbe de photons : c’est la scintillation. La petite quantité de lumière sortie du détecteur sera tout de suite traitée par le photomultiplicateur dont le but est de l’amplifier. Un photomultiplicateur est une ampoule de verre contenant principalement une photocathode, des dynodes et une anode. Lorsque les photons de scintillation heurtent la cathode, celle-ci émet des électrons (à nouveau par effet photoélectrique). Ces électrons sont accélérés de la photocathode vers une première dynode du fait de l’application d’un champ électrique d’une centaine de volts entre les dynodes. Ce champ électrique E est à l’origine d’une force F=q·E où q est la charge de l’électron. Cette force appliquée à l’électron lui donne une accélération, F=m·a ou m est la masse de l’électron, donc une augmentation de sa vitesse. Lorsque l’électron heurte la dynode à grande vitesse, son énergie cinétique est suffisante pour arracher plusieurs électrons à la dynode. Ces électrons vont à leur tour être précipités vers la dynode suivante, où ils arracheront chacun plusieurs électrons, d’où un phénomène d’amplification. 30 Après l’amplification, le circuit logique de position entre en jeu. Ce circuit permettra de déterminer la position exacte de chaque scintillation réalisée dans le détecteur. Finalement, et grâce a l’ordinateur d’analyses de données, l’image pourra être créée. En utilisant la gamma caméra, on peut obtenir plusieurs types d’images : des images statiques dont la durée d’acquisition peut varier de 1 à 20 min (scintigraphie plane), des images dynamiques qui permettent, par exemple, de voir la circulation du traceur injecté, des balayages du corps entier, des images tomographiques où l’enregistrement se fait autour d’un axe en permettant une reconstruction ultérieure 3D (TEP ou TEMP), et des images synchronisées comme celles de l’électrocardiogramme en obtenant une visualisation en mouvement et en 3D de la contraction du cœur (imagerie hybride). Figure 34. Photographie d’une gamma caméra. Source : http://www.ccsb.org/upload/Image/Machines/ECAM1.JPG TOMOGRAPHIE PAR ÉMISSION DE PHOTONS La tomographie par émission de photons (TEMP), ou SPECT en anglais, est la contrepartie tomographique de la médecine nucléaire planaire, comme la TACO est la contrepartie tomographique des rayons X. Dans la tomographie à émission de photons (TEMP), une caméra nucléaire (gamma caméra) enregistre des rayons gamma émis par le patient depuis plusieurs angles différents. Ces données de projection sont utilisées pour reconstruire des images. Les images TEMP produisent des images de diagnostic fonctionnelles similaires aux images nucléaires planaires. 31 Leur nature tomographique permet au clinicien de mieux comprendre la distribution précise de l’agent radioactif. Ce sont les mêmes isotopes radioactifs qui sont utilisés dans l’imagerie nucléaire planaire et tomographique. La tomographie par émission de photons est communément utilisée lorsqu’une véritable représentation en 3D est nécessaire, c'est-à-dire, comme complément d’une quelconque étude nucléaire (la scintigraphie n’atteint pas de bons résultats comme La TEMP). Donc elle peut être utile pour l’obtention d’images de tumeurs, d’infections de la thyroïde, des os, du cœur ou du cerveau. Figure 35. SPECT du cerveau Source: Professeur Pierre-Olivier KOTZKI, Service de médecine nucléaire - Centre Hospitalier Gaston Domergue, Nîmes 32 TOMOGRAPHIE PAR ÉMISSION DE POSITONS La tomographie par émission de positons (PET en anglais) est une autre méthode d’obtention d’images nucléaire basée sur la détection de photons mais, cette fois-ci, les photons sont créés grâce à l’interaction entre un positon et un électron à basse énergie. Quand cela arrive, les deux particules disparaissent sous forme de deux photons gamma. Un positon est une particule de même spin et masse que l’électron mais de charge opposée, produite pendant la désintégration de certains noyaux radioactifs (désintégration β+). Le traceur habituellement utilisé est le 18Ffluorodésoxyglucose : fluor (18F) incorporé dans une molécule de glucose. Le traceur se fixe aux tissus qui consomment de grandes quantités de ce sucre, tels que les tissus cancéreux, le cœur ainsi que le cerveau. Il existe d’autres isotopes pouvant être Figure 36. Scanner pour les tomographies par émission utilisés (oxygène (15O), azote (13N), carbone (11C), de positons Source : dont une caractéristique commune est leur courte http://www.iforum.umontreal.ca/DesNouvellesDe/2002demi-vie (environ 2h). Cela oblige la présence d’un 2003/1977.htm cyclotron (appareil pour créer les isotopes) près du lieu de l’examen de scintigraphie. Autrement, l’isotope serait désintégré avant d’être livré à l’endroit ou se passe l’examen. Une fois le traceur injecté au patient, en général par voie intraveineuse, l’atome radioactif se désintègre en produisant des positons. Ceux-ci parcourent un trajet de quelques millimètres dans l’organisme avant de se combiner à un électron. Les deux particules s’annihilent et donnent naissance à l’émission simultanée de deux photons gamma en ligne droite et dans deux directions opposées. Cette paire de photons est recueillie par la couronne de détecteurs de la caméra à positons située autour du patient. Les différentes désintégrations (une de chaque côté) provenant du même site sont recoupées au moyen de droites dont l’intersection correspond à la région émettrice. Cette particularité permet d’une part de localiser très précisément le traceur dans l’organisme et, d’autre part, elle fait de l’imagerie par tomographie par émission de positons une méthode quantitative. L’ensemble des données est enregistré, analysé et transformé mathématiquement. Des algorithmes de corrections sont utilisés pour tenir compte des phénomènes de diffusion et d’absorption des rayons gamma (photons) par les tissus. Ces opérations faites, la position du radiotraceur au sein d’une “tranche” de quelques mm d’épaisseur de l’organe examiné est ainsi reconstruite par ordinateur. Par combinaison de tranches successives, on peut obtenir des images tridimensionnelles. Par la suite, à l’aide d’un modèle mathématique, les valeurs 33 locales de radioactivité sont transformées en paramètres tels que le débit sanguin, la vitesse de réaction chimique, la densité de récepteurs d’un neurotransmetteur, etc. Les domaines d’application de la TEP sont la cancérologie, l’imagerie cérébrale et neurologie, et la cardiologie. IMAGERIE PAR RÉSONANCE MAGNÉTIQUE (IRM) L’IRM est une technique spectroscopique (on étudie expérimentalement le spectre d’un phénomène physique, c’est-à-dire, la décomposition sur une échelle d’une grandeur quelconque qui ramène à une énergie) appliquée aux particules avec un moment magnétique de spin non nul. LE SPIN Le spin est une propriété quantique intrinsèque associée à une particule. On pourrait le décrire de manière simpliste comme une rotation propre de la particule sur elle-même. Un champ magnétique est créé par le spin, on l’appelle moment magnétique de spin. Un atome aura un moment magnétique de spin non nul si son noyau est composé d’un nombre impair de protons et neutrons. Dans ce cas, il se verra affecté par un champ magnétique extérieur. LA FRÉQUENCE DE RÉSONNANCE OU DE LARMOR La fréquence de résonnance ou de Larmor est la fréquence associée au mouvement de rotation des spins d’un atome durant laquelle les moments magnétiques de spin se voient entraînés vers la direction perpendiculaire de leur axe de départ. PROCÉDURE D’APPLICATION L’IRM consiste à modifier le moment magnétique de spin des particules à étudier en les exposant à des champs magnétiques et à des ondes électromagnétiques à une fréquence égale à leur fréquence de Larmor afin qu’un signal nommé de précession se produise suite au changement de la fréquence des ondes électromagnétiques appliquées. Grâce au signal de précession émis par les particules, on pourra faire la localisation de celles-ci et obtenir l’image désirée. On peut expliquer cette procédure en suivant les étapes suivantes : 1. Application d’un champ magnétique appelé B0 afin que les particules avec un moment magnétique non nul s’orientent sans sa direction (appelée longitudinale). La grandeur de ce champ magnétique est de quelques Teslas. 34 2. Application d’une onde électromagnétique de radiofréquence oscillante à la fréquence de Larmor. Cette fréquence est notée B1 et se situe autour de 42 Mhz/Tesla (correspondant à la gamme des ondes radio), car en IRM on utilise principalement les atomes d’hydrogène (très répandus dans les tissus biologiques). Or, les atomes d’hydrogène possèdent ce ratio de fréquence de résonance. Différentes fréquences feront entrer en résonance différentes zones. 3. Apparition du phénomène d’excitation. Écart de précession des moments magnétiques de spin des particules vers la direction perpendiculaire à la direction longitudinale. 4. Interruption du champ oscillant (ondes radio) : les moments magnétiques qui se sont écartés reviennent vers la direction longitudinale initiale. On peut alors mesurer (avec une antenne réceptrice) ce mouvement de rotations des spins sous la forme de signal de précession. LA RELAXATION LONGITUDINALE (T1) Ce phénomène est donné lorsque les moments magnétiques retrouvent la direction du champ statique (longitudinal) et est décrit comme la diminution du signal de précession émis par les particules. Ce signal disparaît lorsque tous les moments magnétiques sont complètement alignés avec cette direction. Cette relaxation est mesurée en unités de temps, et est appelée temps de relaxation, noté comme T1. Ce temps est le temps nécessaire pour retrouver 63% de l’aimantation longitudinale à l’équilibre. L’équation que suit l’aimantation longitudinale après à avoir appliqué une excitation au temps t=0 s’écrit : Mz(0) correspond à l’aimantation lorsque tous les spins sont alignés, dite aussi l’aimantation à l’équilibre. LA RELAXATION TRANSVERSALE (T2) T2 mesure la disparition de l’aimantation transversale. C’est une aimantation qui apparait à cause de l’agitation moléculaire. Elle a pour effet que la fréquence de Larmor n’est pas la même que la fréquence de Larmor théorique. Par conséquent, elle fera diminuer le signal de précession. On peut écrire l’équation que suit l’aimantation transversale comme suit: 35 Où Mt(0) est la valeur de l’aimantation lorsque l’excitation vient de se faire (t=0). LES TECHNOLOGIES DE L’IRM Un appareil IRM est essentiellement un aimant qui est l’élément chargé de la production du champ magnétique principal permanent (B0). Un bon aimant est celui qui fournit un champ magnétique d’intensité élevée (amélioration du rapport signal sur bruit), une bonne stabilité temporelle (champ magnétique le plus permanent possible), et une bonne homogénéité du champ. Trois sortes d’aimants existent dans l’industrie : l’aimant permanent, l’aimant résistif et l’aimant supraconducteur. Ce dernier est le plus répandu aujourd’hui. Il existe deux types d’IRM, différentiés selon leur géométrie: l’IRM fermé, avec un tunnel de 60 cm de diamètre pour 1,6 mètre de long (nommé tunnel de l’aimant), et l’IRM ouvert, moins répandu actuellement et qui est destiné aux personnes obèses, claustrophobes ou aux enfants qui ne supportent pas de rester seuls sans bouger. Des images d’IRM fermé et ouvert sont montrées ci-dessous. Figure 37. Machine d’IRM fermé Source : http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/b/bd/Modern_3T_MRI.JPG 36 Figure 38. Machine d’IRM ouvert Source : http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/c/c9/IRM_Hitachi_geo_ouvert_profil.jpg Afin de sélectionner une épaisseur, un plan de coupe et d’effectuer la localisation spatiale des signaux dans ce plan, on a besoin de bobines de gradient de champ magnétique. Ce sont des bobines métalliques placées autour du tunnel de l’aimant. Grâce au passage d’un courant électrique, on fait varier légèrement le champ magnétique selon les trois axes de l’espace (X, Y ou Z). Les antennes des bobinages de cuivre qui entourent le patient sont chargées de la réception du signal émis par le patient en plus de la production des signaux de radiofréquence afin de permettre la résonance de précession des protons qui se trouvent dans le champ magnétique. On classe les antennes en trois catégories : selon leur géométrie (volumique et surfacique), leur mode de fonctionnement (émettrice-réceptrice ou réceptrice pure) et selon l’association ou non entre elles (linéaires, en quadrature de phase ou en réseau phasé). Les antennes volumiques peuvent donner un diagnostic sans faire d’associations puisqu’elles sont souvent des antennes émettrice-réceptrice d’ondes radiofréquence. L’antenne corps sert à l’étude de régions étendues jusqu’à 50 cm de long, située à l’intérieur du tunnel de l’aimant. L’antenne tête (Figure 40) sert à l’exploration de l’encéphale et aussi à l’étude des extrémités. L’antenne genou est adaptée à l’étude genou, mais aussi du pied et de la cheville. Les antennes surfaciques, à la différence des antennes volumiques, ont besoin d’être associées entre elles pour donner un diagnostic, car elles ne permettent que l’examen de petits champs d’exploration. Ce sont des antennes réceptrices pures, donc elles seront toujours accompagnées de l’antenne corps, chargée d’émettre l’impulsion de radiofréquence initiale. Cette sorte d’antennes doit être placée par groupes afin d’optimiser et de permettre le diagnostic. Dans le cas de l’antenne linéaire, une seule antenne surfacique est placée parallèlement au champ magnétique B0. Elle reçoit le signal émis par le patient lorsque le signal passe devant l’antenne. Dans les cas d’antenne en quadrature de phase, deux antennes surfaciques sont disposées dans des plans différents autour d’une même région. Les antennes reçoivent les signaux en les regroupant sur un même canal de traitement pour former l’image 37 finale. Cette méthode permet de diminuer le bruit et, par conséquent, d’augmenter la qualité de l’image finale. La dernière association est celle en réseau phasé. Plusieurs antennes surfaciques sont disposées côte à côte en donnant chacune individuellement des images selon la région anatomique où elle se trouve. Des algorithmes informatiques font une combinaison de ces images afin de former l’image finale. Avec cette méthode, on obtient d’avantage une réduction du bruit et on atteint un large champ d’exploration. Voici, à titre d’exemple, des images référant à une antenne surfacique et à une antenne volumique de type tête. Figure39. Antenne surfacique Source : http://www.maxisciences.com/imagerie-par-r%E9sonance-magn%E9tique/tout-savoir.html Figure 40. Antenne Tête Source : http://www.maxisciences.com/imagerie-par-r%E9sonance-magn%E9tique/tout-savoir.html Avec l’IRM, on peut visualiser les artères (angio – IRM), étudier le cœur (IRM cardiaque), étudier les voies biliaires et pancréatiques (Cholangio – IRM), le fonctionnement du cerveau (IRM fonctionnelle), les vaisseaux capillaires (IRM- paramétrique), etc. 38 LES PROPRIÉTÉS DE L’IMAGE CONTRASTE Le contraste d’une image est la différence dans l’échelle de gris de l’image. Une image uniformément grise n’a aucun contraste, alors qu’une image avec des transitions importantes entre le noir et le blanc a un contraste élevé. Chaque modalité d’imagerie génère un contraste basé sur les paramètres physiques du patient. Le contraste des rayons X (radiographie, fluoroscopie, mammographie et CT) est produit par la différence de la composition du tissu, qui affecte l’absorption locale des rayons X, ce coefficient étant lui-même dépendant de la densité (en g/cm3) et du nombre atomique. L’énergie des rayons X (qui est ajustée par l’opérateur) va également affecter le contraste. Le numéro atomique effectif de l’os (Zeff=13) est plus élevé que le numéro atomique des tissus mous (Zeff = 7) à cause de la haute concentration en calcium (Z=20) et de phosphore (Z=15). Les os produisent dont un contraste plus élevé que les tissus mous. Dans le CT, le contraste est plus important, à cause justement de sa nature tomographique. C’est l’absence des structures en dehors du plan de l’image qui permettent d’améliorer le contraste de l’image. En médecine nucléaire (images planaires, SPECT, PET), les images sont des cartes de la distribution spatiale des radio-isotopes des patients. Ainsi, le contraste des images de médecine nucléaire dépend de la capacité du tissu à concentrer les radio-isotopes. La concentration des isotopes dans les parties du corps dépend de l’interaction entre l’agent et le corps. PET et SPECT ont un meilleur contraste que les images planaires, puisque, comme pour le CT, il n’a pas d’interaction avec des parties en dehors du plan de l’image. Le contraste de l’IRM est relié tout d’abord avec la densité de protons et le phénomène de relaxation (c’est-à-dire à quelle vitesse un groupe de protons perd l’énergie absorbée). L’IRM produit des images proches du CT. Le type de protons dépend du tissu, et chaque tissu a aussi une quantité plus ou moins importante de protons. Par exemple, la graisse a une concentration importante d’hydrogène *CH3(CH2)nCOOH], donc les tissus adipeux sont plus contrastés. On peut manipuler la visualisation d’un tissu par rapport à un autre en changeant le temps de la séquence de radiofréquence (RF) dans le champ magnétique. Dans les images à ultrasons, le contraste dépend des propriétés acoustiques des tissus. La différence d’impédance acoustique entre deux tissus (densité du tissu x la vitesse du son dans les tissus) va affecter l’amplitude du son retourné. Ainsi, aux interfaces entre deux tissus, ou la différence d’impédance est importante, le contraste va être élevé. L’imagerie doppler peut montrer la direction et l’amplitude du flux sanguin en analysant le changement de fréquence dans le signal réfléchi. Là, c’est le mouvement qui est la source de contraste. 39 RÉSOLUTION SPATIALE La résolution spatiale est la capacité de différencier deux points distants l’un de l’autre. Un système d’imagerie a une haute résolution s’il est capable de différencier deux points très proches et une plus basse résolution s’il ne peut visualiser que de plus larges objets. La longueur d’onde de l’énergie utilisée pour imager un objet est la limitation principale pour la résolution spatiale. Par exemple, un microscope optique ne peut pas imager des objets plus petits que la longueur d’onde de la lumière visible, c’est-à-dire, d. 500nm. La longueur d’onde des rayons X dépend de l’énergie du rayon X, mais même une longueur d’onde importante représente ici un 10-millionième d’un mètre. Évidemment, on est loin de la résolution spatiale réelle d’une image par rayons X, mais ça représente la limite théorique de la résolution spatiale des rayons X. Dans les ultrasons, c’est la longueur d’onde du son qui détermine la résolution spatiale. À 3.5MHz, la longueur d’onde du son est de 0.5mm. À 10MHz, elle est de 0.15mm. L’IRM présente un paradoxe à la résolution imposée par la longueur d’onde, la longueur d’onde des ondes RF (à 1.5T, 63MHz) est de 470cm, mais la résolution spatiale est en dessous du mm. La raison en est que la distribution spatiale des chemins de l’énergie RF n’est pas directement utilisée pour former l’image. L’énergie RF est collectée par une large antenne. Elle contient l’information spatiale d’un groupe de protons encodés dans son spectre de fréquence. Le tableau suivant donne des ordres de grandeur de résolution spatiale pour différentes modalités d’imagerie. Tableau 1. Tableau résumé des modalités selon la résolution Source : JM Lina et C. Laporte [notes du cours GTS601 : Principes de l’imagerie médicale. ÈTS], 2010 40 RÉFÉRENCES Chimie, résumé de cours du secondaire. chimie.com/atome.htm>. Consulté le 24 mars 2010. En ligne. <http://www.resume-de- Bushberg, Jerrold T., J. Anthony Seibert, Edwin M. Leidholdt Jr., John M. Boone. 2002. « The essential physics of medical imaging ». Lippincott William & Wilkins, Philadephia, 933 p. Chapitre 6 interaction des particules avec la matière. En <http://dpnc.unige.ch/atlas/xin/noyaux/pdf/chapitre-6.pdf>. Consulté le 4 avril 2010 ligne. Université de Limoges.En ligne. <http://www.unilim.fr/>. Consulté le 4 avril 2010. Projectional radiography. En ligne. <http://en.wikipedia.org/wiki/Projectional_radiography>. Consulté le 6 avril 2010. Maîtrise orthopédique. Importance de l’analyse de l’équilibre sagittal en pathologie rachidienne – rôle de la balance spino-pelvienne dans les maladies dégéneratives du rachis. En ligne. <http://www.maitrise-orthop.com/viewPage.do?id=1101 >. Consulté le 14 avril 2010. Université de Genève. Médicine. Enseignement. En <http://www.unige.ch/medecine/enseignement.html>. Consulté le 17 avril 2010. ligne. McGraw-hill science and technology dictionary. En <http://www.answers.com/topic/fluorescent-screen>. Consulté le 19 avril 2010. ligne. Wikipedia. Sievert. En ligne. <http://en.wikipedia.org/wiki/Sievert>. Consulté le 19 avril 2010. Computed tomography image quality and dose management. En <http://www.sprawls.org/resources/CTIQ/module.htm>. Consulté le 22 avril 2010. ligne. Maxisciences. Rayon X. En ligne. <http://www.maxisciences.com/rayon-x/tout-savoir.html>. Consulté le 22 avril 2010. Academic. 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