COURS 3 : IMAGERIE MÉDICALE

COURS 3 : IMAGERIE MÉDICALE 1 INTRODUCTION Comment peut-on étudier la physiologie ou le métabolisme du corps humain sans interagir directement avec celui-ci? La réponse se trouve dans l imagerie médicale. 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 et atténuation des r-x, la réflexion d ondes d ultrasons, l effet photoélectrique, etc. Dans le but de bien comprendre toutes les techniques existantes, nous aborderons avant tout les principaux éléments qui rendent possibles ces phénomènes physiques tels que les concepts d atome, de radioactivité, d interaction des particules avec la matière, d effet photoélectrique ainsi que d autres concepts aussi essentiels que les précédents. Lorsque les concepts de base seront bien définis, nous expliquerons les fondements de chaque technique d imagerie médicale. Nous traiterons par la suite des modalités des techniques que nous diviserons en trois groupes : les techniques qui utilisent les rayons X (radiographie plane, fluoroscopie, mammographie et tomographie axiale calculée par ordinateur), celles qui forment ce que l on appelle la médecine nucléaire (scintigraphie, tomographie par émission de photons et tomographie par émission de positons) ainsi que les techniques d imagerie par résonance magnétique et d imagerie par ultrasons. Par la suite, nous décrirons les différentes propriétés des images en se concentrant sur le contraste et la résolution spatiale de celles-ci. Une section sera consacrée à la production de rayons X et à la description des tubes à rayons X et des générateurs. Nous retrouverons également un tableau résumant les types d appareils par technique utilisés dans les hôpitaux du Québec. p. 01

2 NOTIONS DE BASE EN IMAGERIE: L ATOME ET LE RAYONNEMENT 2.1.1 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 2n 2 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 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: A ZX N. 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 neutrons est calculé par N=A (nombre de masse) Z (nombre de protons). La charge de l atome est donnée par un exposant à droite. p. 02

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). 2.2 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. 2.3 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 p. 03

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 ) = E K-E M = 69.5keV 2.5keV = 67keV. L énergie de liaison étant «E». 2.4 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 où 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 radioactivité et qui est toujours instable) et de noyau engendré (celui ayant subi la décroissance radioactive et qui peut être instable ou stable). 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. p. 04

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. 2.5 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. 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. p. 05

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. 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. p. 06

2.6 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. 2.7 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. 2.8 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 à l énergie cinétique de la particule (à vitesse plus basse l ionisation spécifique augmente), et il est proportionnel au carré de la charge. p. 07

2.9 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. 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 soit 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 p. 08

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 qui spécifie son hauteur maximale. Exprimée typiquement en nanomètres (10-9 m). - 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. p. 09

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. 3 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 p. 10

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. 3.1 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. 3.2 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 I 0 le flux incident de rayons X pénétrant et suivant l'axe x p. 11

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 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 p. 12

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). 3.3 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, ÉTS, 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 p. 13

3.4 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/xr- Z-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.). p. 14

La fluoroscopie est aussi utilisée pour faire des films de rayons X d organes en mouvement, comme le cœur ou l œsophage. 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/ 3.5 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-idar-oberstein.com/html/mammographie.html p. 15

Figure 16. Appareil mammographique Source : http://www.chuv.ch/rad/rad_home.htm 3.6 LA TOMOGRAPHIE AXIALE CALCULÉE PAR ORDINATEUR 3.6.1 PRÉSENTATION 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 rayons X autour du corps. Des barrettes des détecteurs à rayons X sont situées à l opposé de la source et collectent les Figure 17. Scanner tomographique Source : http://occidentlibre.files.wordpress.com/2009/12/scannertomo-graphique-0061.jpg 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 de 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. p. 16

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. À l aide de la tomographie, on peut faire ressortir certains 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). À 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 (l 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 p. 17

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. 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. 3.6.2 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). p. 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). Figure 21. Rotation du système et nouvelle translation Source JT Bushberg et al., 2002 Figure 22. Ensemble d opérations à répéter Source : JM Lina et C. Laporte [notes du cours GTS601 : Principes de l imagerie médicale. ÈTS], 2010 Ces opérations sont répétées sur 180 degrés. On voit trois exemples de projections dans la figure 22 ci-dessous. 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). Figure 23. Image résultante Source JT Bushberg et al., 2002, p. 329 p. 19

4 PRODUCTION DE RAYONS X, TUBES À RAYONS X ET GÉNÉRATEURS 4.1 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 un photon qui va appartenir au domaine X. Figure 24. Phénomène de la fluorescence X. Source JT Bushberg et al., 2002, p. 101. 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 avance vers la cible, ils est freiné 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. p. 20

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 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. 4.2 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. p. 21

Figure 27. Rayonnement continu de freinage au de Bremsstrahlung Source : http://en.wikipedia.org/wiki/bremsstrahlung 4.3 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 à 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. 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 p. 22

Une amélioration des tubes permet d 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 grande 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 Kα 1, Kα 2 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 E 0 l énergie cinétique exprimée en (kev), V est la tension entre anode-cathode et e est la charge de l électron. Une E 0 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 Kα 1, Kα 2 et Kβ des atomes de la cible. À l inverse, une E 0 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 parcourant le filament, intensité qui est directement proportionnelle à celle des rayons X. 4.4 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. p. 23

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. 5 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. 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 p. 24

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. 5.1 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. 5.2 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. 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. Figure 31. l Échographe Source : http://webjapan.org/nipponia/nipponia32/images/fe ature/16_4.jpg 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 p. 25

ultrasonore. Environ 1000 transducteurs ultrasonores disposés en ligne sont présents dans les sondes normales, et environ 3000 lorsqu on parle 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 radiologue 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. 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 égale à celle d émission lorsque la sonde travaille en mode fondamental, ou égale au double de celle 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. Figure 32. Image d une écographie obstétricale Source : http://www.radiologie-reims.fr/-echographie-obstetricale- 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 p. 26

différence d impédances acoustiques des deux milieux (Z air= 413,5 Pa s/m, Z peau=161,4 10 4 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 per-opératoire, 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). p. 27