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