Telechargé par ahlem ahlem

Cours imagerie texte

publicité
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. Tube de coolidge. En ligne. <http://fr.academic.ru/dic.nsf/frwiki/1666601>.
Consulté le 22 avril 2010.
Cnrs. Le journal. Biomécanique. EOS: tout le corps en
<http://www2.cnrs.fr/presse/journal/827.htm>. Consulté le 25 avril 2010.
3D.
En
ligne.
Le monde des ultrasons. En ligne. <http://umps.med.univ-tours.fr/coursUS.html>. Consulté le
25 avril 2010.
Skyrock.
La
scintigraphie
osseuse.
En
ligne.
<http://medecinenucleaire.skyrock.com/1155098554-LA-SCINTIGRAPHIE-OSSEUSE.html>.
Consulté le 27 avril 2010.
41
Maxisciences.
Imagerie
par
résonance
magnétique.
En
ligne.
<http://www.maxisciences.com/imagerie-par-r%E9sonance-magn%E9tique/tout-savoir.html>.
Consulté le 27 avril 2010.
Jacob, Roger. 2010. La gestion et l’évaluation des technologies *Notes du cours GTS-813
Évaluation des technologies de la santé]. Montréal : École de Technologie Supérieure, 190 p.
42
Téléchargement
Random flashcards
amour

4 Cartes mariam kasouh

Ce que beaucoup devaient savoir

0 Cartes Jule EDOH

aaaaaaaaaaaaaaaa

4 Cartes Beniani Ilyes

découpe grammaticale

0 Cartes Beniani Ilyes

Fonction exponentielle.

3 Cartes axlb48

Créer des cartes mémoire