cours 4 :médecine nucléaire
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GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE COURS 4 : MÉDECINE NUCLÉAIRE 1 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. 2 RADIOTRACEURS Le radiotraceur appelé aussi radiopharmaceutique, est l’association d’une molécule vectrice et d’un marqueur 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 où 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 ou 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. p. 01 GTS503 - HIVER 2013 - | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE Le 111In (indium) est utile afin d’imager la production, la migration et la réabsorption du liquide céphalo-rachidien. 3 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, dépendamment du traceur que l’on utilise. Figure 33. Scintigraphie pour l’exploration squelettique Source : http://medecinenucleaire.skyrock.com/1155098554-LA-SCINTIGRAPHIE-OSSEUSE.html 4 LA GAMMA CAMERA Pour produire une scintigraphie, on utilise un 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. p. 02 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 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. 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 à 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 p. 03 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 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 5 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. 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. p. 04 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE Figure 35. SPECT du cerveau Source: Professeur Pierre-Olivier KOTZKI, Service de médecine nucléaire - Centre Hospitalier Gaston Domergue, Nîmes 6 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. p. 05 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE Figure 36. Scanner pour les tomographies par émission de positons Source : http://www.iforum.umontreal.ca/DesNouvellesDe/2002-2003/1977.htm 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 18F-fluorodésoxyglucose : 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 utilisés (oxygène (15O), azote (13N), carbone (11C), dont une caractéristique commune est leur courte demi-vie (environ 2h). Cela oblige la présence d’un 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 où 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 p. 06 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE des images tridimensionnelles. Par la suite, à l’aide d’un modèle mathématique, les valeurs 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. 7 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. 7.1 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. 7.2 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. 7.3 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 dans sa direction (appelée longitudinale). La grandeur de ce champ magnétique est de quelques Teslas. p. 07 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 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. 7.4 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. 7.5 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: () ( ) ( ) Où Mt(0) est la valeur de l’aimantation lorsque l’excitation vient de se faire (t=0). p. 08 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 7.6 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 Figure 38. Machine d’IRM ouvert Source : http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/c/c9/IRM_Hitachi_geo_ouvert_profil.jpg p. 09 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 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’antenne 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 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. p. 10 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 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. p. 11 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 8 LES PROPRIÉTÉS DE L’IMAGE 8.1 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. p. 12 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 8.2 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, 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 p. 13 GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE 9 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. 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