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ECOLE DES MINES DE DOUAI ALIX (Sylvain) BELCASTRO (Natale)

ETUDE BIBLIOGRAPHIQUE

PRINCIPES DE L’IMAGERIE MEDICALE

Applications & Risques pour l’organisme humain

PRINCIPLES OF MEDICAL IMAGING Applications & Risks for humans

Promotion 2009 Année scolaire 2007 - 2008

3

REMERCIEMENTS

- Nous remercions chaleureusement notre tuteur, M. JACQUES BONNAERT

pour son soutien et ses précieux conseils qu’il a pu nous apporter tout au long de notre étude.

- Nous remercions Mme BELLERUE, fonctionnaire à l’Autorité de Sûreté

Nucléaire de Douai pour les informations qu’elle nous a transmises sur la réglementation des appareillages d’imagerie médicale.

- Nous sommes reconnaissants à Mme EMMANUELLE LECUIROT,

manipulatrice en radiologie à l’hôpital de Cherbourg pour les informations qu’elle nous a transmises sur la radiologie en général.

- Enfin, nous remercions également Mme CECILE FORT, documentaliste à

l’Ecole Des Mines De Douai pour ses remarques concernant la réalisation de notre étude.

5

SOMMAIRE

7

REMERCIEMENTS .................................................................................................... 3

SOMMAIRE................................................................................................................ 5

LISTE DES FIGURES .............................................................................................. 11

RESUME .................................................................................................................. 15

ABSTRACT .............................................................................................................. 19

INTRODUCTION...................................................................................................... 23

1. HISTORIQUE .................................................................................................. 27

1.1. LES PREMIERS DIAGNOSTICS MEDICAUX............................................ 29 1.1.1. L’ANTIQUITE................................................................................... 29 1.1.2. MOYEN-AGE ET RENAISSANCE .................................................. 29

1.2. DU XVIIEME AU IXXEME

SIECLE ........................................................................ 30 1.3. DEPUIS LE DEBUT DU XXEME

SIECLE ......................................................... 32 1.3.1. DE LA RADIOACTIVITE A LA MEDECINE NUCLEAIRE................ 32 1.3.2. LES ULTRASONS........................................................................... 33 1.3.3. IMAGERIE PAR RESONANCE MAGNETIQUE NUCLEAIRE......... 33

2. IMAGERIE PAR RAYONS X ........................................................................... 35

2.1. NATURE ET PROPRIETE DES RAYONS X............................................... 37 2.2. PRODUCTION DES RAYONS X................................................................ 37

2.2.1. PRINCIPE........................................................................................ 37 2.3. MATERIEL POUR LA PRODUCTION DES RAYONS X ............................. 39

2.3.1. TUBES A ANODE FIXE .................................................................. 39 2.3.2. FOYER THERMIQUE ET FOYER OPTIQUE.................................. 39 2.3.3. TUBE A ANODE TOURNANTE....................................................... 40

2.4. RADIOGRAPHIE CLASSIQUE................................................................... 40 2.4.1. FORMATION DE L’IMAGE.............................................................. 40 2.4.2. LES DIFFICULUTES TECHNIQUES............................................... 41 2.4.3. SYNTHESE ..................................................................................... 43

2.5. TOMODENSITOMETRIE - SCANNER....................................................... 43 2.5.1. PRINCIPE........................................................................................ 43 2.5.2. RECONSTRUCTION DE L’IMAGE ................................................. 44 2.5.3. LES TYPES DE SCANNER............................................................. 45 2.5.4. LES ARTEFACTS ........................................................................... 48 2.5.5. SYNTHESE ..................................................................................... 48

3. IMAGERIE NUCLEAIRE.................................................................................. 49

3.1. LA SCINTIGRAPHIE .................................................................................. 51 3.1.1. PRINCIPE........................................................................................ 51 3.1.2. LE TRACEUR.................................................................................. 51 3.1.3. LA DETECTION .............................................................................. 52 3.1.4. LA CONSTRUCTION DE L’IMAGE ................................................. 54 3.1.5. LES MODES D’ACQUISITION........................................................ 54

3.2. LA TOMOGRAPHIE PAR EMISSION DE POSITONS................................ 55 3.2.1. PRINCIPE........................................................................................ 55

8

3.2.2. SYNTHESE ..................................................................................... 55

4. IMAGERIE PAR ULTRA-SONS....................................................................... 57

4.1. PROPRIETES DES ONDES ULTRASONORES ........................................ 59 4.1.1. LES ULTRASONS........................................................................... 59 4.1.2. IMPEDANCE ACOUSTIQUE........................................................... 59 4.1.3. LES ONDES ULTRASONORES ..................................................... 59

4.2. PRODUCTION ET DETECTION DES ULTRASONS.................................. 60 4.3. LES SONDES............................................................................................. 61

4.3.1. GENERALITES ............................................................................... 61 4.3.2. SONDES A BALAYAGE SECTORIEL SIMPLE............................... 61 4.3.3. SONDES A BALAYAGE SECTORIEL COMPLEXE........................ 61 4.3.4. SONDE ANNULAIRE ...................................................................... 62 4.3.5. SONDE A DEPHASAGE ................................................................. 62 4.3.6. SONDE BARRETTE........................................................................ 62

4.4. METHODES ECHOGRAPHIQUES............................................................ 63 4.4.1. MODE A .......................................................................................... 63 4.4.2. MODE M OU TM ............................................................................. 63 4.4.3. MODE B .......................................................................................... 63 4.4.4. MODE DYNAMIQUE ....................................................................... 64

4.5. LA QUALITE DE L’IMAGE.......................................................................... 64 4.6. LES PRINCIPAUX ARTEFACTS................................................................ 65

4.6.1. REFRACTION ................................................................................. 65 4.6.2. OMBRE ACOUSTIQUE................................................................... 65 4.6.3. ECHOS MULTIPLES....................................................................... 65

4.7. MODE DOPPLER....................................................................................... 65 4.7.1. GENERALITES ............................................................................... 65 4.7.2. PRINCIPE........................................................................................ 66 4.7.3. LES MODES D’ANALYSE............................................................... 67

5. IMAGERIE PAR RESONANCE MAGNETIQUE NUCLEAIRE......................... 69

5.1. PRINCIPES PHYSIQUES .......................................................................... 71 5.2. LE SIGNAL RMN........................................................................................ 76 5.3. L’INSTRUMENTATION.............................................................................. 77

6. RISQUES POUR L’HOMME............................................................................ 83

6.1. LA RADIOLOGIE ET L’IMAGERIE NUCLEAIRE ........................................ 85 6.1.1. INTRODUCTION............................................................................. 85 6.1.2. RISQUES LIES A L’IRRADIATION POUR LE PATIENT................. 86 6.1.3. SUIVI MEDICAL DU PATIENT........................................................ 86 6.1.4. LES RISQUES POUR LE PERSONNEL......................................... 87 6.1.5. L’ASSURANCE QUALITE AU SERVICE DE LE SECURITE .......... 87

6.2. L’ECOGRAPHIE......................................................................................... 88 6.3. L’IRM.......................................................................................................... 89 6.4. SYNTHESE................................................................................................ 89

7. NOUVELLES TECHNOLOGIES...................................................................... 91

7.1. PRESENTATION ....................................................................................... 93 7.2. LA TRANSSILLUMINATION ...................................................................... 93 7.3. IMAGERIE DE FLUORESCENCE.............................................................. 94

9

7.4. TOMOGRAPHIE PAR COHERENCE OPTIQUE........................................ 95 7.5. SYNTHESE................................................................................................ 95

CONCLUSION.......................................................................................................... 97

BIBLIOGRAPHIE.................................................................................................... 101

11

LISTE DES FIGURES

13

Figure 1 : La leçon d’anatomie du peintre « Rembrandt »....................................... 30 Figure 2 : Tube de Crookes...................................................................................... 31 Figure 3 : Premier clicher radiologique ..................................................................... 31 Figure 4 : Illustration de la tomoscintigraphie cérébrale ........................................... 32 Figure 5 : Echographie réalisée au cours du sixième mois de grossesse ................ 33 Figure 6 : Clicher de l'activité cérébrale obtenue par I.R.M ...................................... 33 Figure 7 : Création d'un rayon X par freinage et émission caractéristique................ 37 Figure 8 : Tube à anode fixe..................................................................................... 39 Figure 9 : Foyer optique et thermique....................................................................... 39 Figure 10 : Anode tournante ..................................................................................... 40 Figure 11 : Effet talon ............................................................................................... 41 Figure 12 : Flou géométrique.................................................................................... 41 Figure 13 : Grille anti-diffusante................................................................................ 42 Figure 14 : Symbolisation du scanner ...................................................................... 44 Figure 15 : Sinogramme ........................................................................................... 44 Figure 16 : Méthode itérative .................................................................................... 44 Figure 17: Rétroprojection ........................................................................................ 45 Figure 18 : Image obtenue........................................................................................ 45 Figure 19 : Principe du scanner de première génération.......................................... 46 Figure 20 : Scanner de troisième génération............................................................ 46 Figure 21 : Scanner de quatrième génération .......................................................... 47 Figure 22 : Le ciné-scanner...................................................................................... 47 Figure 23 : Emission photonique .............................................................................. 52 Figure 24 : Gamma caméra...................................................................................... 53 Figure 25 : Annihilation du positon ........................................................................... 55 Figure 26 : Détection de rayon gamma .................................................................... 55 Figure 27 : Interaction onde sonore.......................................................................... 60 Figure 28 : Sonde émettrice/réceptrice..................................................................... 61 Figure 29 : Sonde à balayage sectoriel simple ......................................................... 61 Figure 30 : Sonde à balayage sectoriel complexe .................................................... 61 Figure 31 : Sonde annulaire ..................................................................................... 62 Figure 32 : Sonde à déphasage ............................................................................... 62 Figure 33 : Sonde barrette........................................................................................ 62 Figure 34 : Mode A ................................................................................................... 63 Figure 35 : Mode TM ................................................................................................ 63 Figure 36 : Mode B ................................................................................................... 63 Figure 37 : Représentation de la résolution axiale.................................................... 64 Figure 38 : Représentation de la résolution latérale ................................................. 64 Figure 39 : Ombres de bords.................................................................................... 65 Figure 40 : Fréquence Doppler................................................................................. 66 Figure 41 : Direction des moments magnétiques ..................................................... 72 Figure 42 : Distribution des moments magnétiques.................................................. 73 Figure 43 : Evolution de l'aimantation longitudinal après une impulsion de 90°....... 74 Figure 44 : Décroissance de l'aimantation principale................................................ 75 Figure 45 : Signal brut et Transformée de Fourrier................................................... 77 Figure 46 : IRM......................................................................................................... 77 Figure 47 : Mise en oeuvre du gradient selon la direction X..................................... 80 Figure 48 : Effets déterministes et probabilistes ....................................................... 85 Figure 49 : Détection du signal de fluorescence....................................................... 94

14

Figure 50 : Interféromètre de Michelson................................................................... 95

15

RESUME

17

L’exploration du corps humain a été de tout temps une préoccupation majeure pour l’Homme. Les balbutiements de la médecine moderne ont débuté au moyen âge en réalisant clandestinement des dissections de cadavres afin de permettre aux médecins l’accès aux connaissances de notre organisme. La médecine actuelle bénéficie des progrès techniques réalisés depuis le XIXème siècle à nos jours. Les techniques d’imageries médicales se sont largement démocratisées. L’imagerie permet de réaliser des diagnostics de plus en plus fiables et d’observer les organes les plus complexes. Ces techniques offrent à l’homme la possibilité de comprendre le fonctionnement de l’ensemble de l’organisme. L’évolution des techniques permet d’établir un lien entre l’imagerie médicale et les progrès de la médecine en général. Les progrès nous permettent aujourd’hui de percer les mystères des organes les plus complexes. Tel est le cas du cerveau humain dont le fonctionnement peut être étudié en fonction des stimuli auxquels il est soumis. L’imagerie est un outil puissant au service des malades, des médecins et des chercheurs. Les rayons X, l’imagerie nucléaire, l’imagerie ultrasonore sont les moyens d’investigations cliniques les plus utilisés, néanmoins ils peuvent présenter des risques pour l’homme.

MOTS-CLEFS

• IMAGERIE MEDICALE • RAYONS X • MAGNETISME NUCLEAIRE • IMAGERIE NUCLEAIRE • EXPLORATION DES ORGANES • RISQUE ET IMAGERIE • CORPS ET INVESTIGATIONS

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ABSTRACT

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The human body scanning has always been a major concern for mankind. The very early beginning of modern medicin started at the middle age by dissecting illicitely dead bodies in order to allow medical men to give access to the knowledge of our systems. Today’s medicine profits by technical progresses performed since the 19th century up to now. Medical imaging technics have widely spread into society. Imaging allows to reach a more and more accurate diagnosis. It also allows to observe the most complicated organs. Those technics enable mankind to understand how the whole organism works. The technic development permits to establish a link between medical imaging and medical progress in general. Thanks to the X rays discovered at the end of the 19th century up to nowadays, thanks also to the investigation technics such as MRI (magnetic resonance imaging), it is now possible to study the human brain that reacts to the stimuli to which it is submitted. The imaging is a powerful tool in patients, in doctors and in searchers’services. What are the technics that permit to get as much information as we have now, regarding the way our bodies work ? Are those technics opened to everybody ? Is medical imaging risky for mankind ? The X-rays, the nuclear imaging, the ultrasound imaging are the most used ways of clinical investigations, nevertheless they are risky for mankind.

KEYWORDS

• MEDICAL IMAGING • X RAYS • NUCLEAR MAGNETISM • NUCLEAR IMAGING • ORGANS EXPLORATIONS • RISK AND IMAGING • BODY AND INVESTIGATIONS

23

INTRODUCTION

25

Dans le cadre de notre formation continue diplômante à l’ ÉCOLE DES MINES

DE DOUAI, une étude bibliographique doit être menée lors de la première année de notre cursus d’élève–ingénieur. Nous avons choisi de réaliser notre étude sur les différentes techniques de l’imagerie médicale.

« J’aurais voulu être espion, mais il fallait avaler des micros films et mon médecin me l’a interdit ». Cette citation du célèbre cinéaste WOODY ALLEN, nous résume parfaitement l’intérêt que porte l’Homme pour le fonctionnement interne de son organisme.

L’imagerie médicale est née à la fin du XIXème siècle et ne cesse de connaître des progrès depuis. Cette technologie au service des malades, médecins mais également chercheurs nous permet de réaliser l’exploration de notre corps humain de manière objective. Ce pan de la technologie médicale représente à la fois une source de connaissances sur le fonctionnement du corps humain mais également un outil robuste de diagnostic pour le personnel médical.

Comment est-il possible de réaliser des investigations sur le fonctionnement interne du corps humain ? Quelles sont les limites des techniques d’imagerie pour l’Homme ?

Cette étude bibliographique résume l’évolution de l’imagerie médicale du XIXème siècle à nos jours. Nous aborderons les différentes techniques d’imagerie médicale, leur application et leur mise en œuvre. Enfin l’actualité médicale, nous a amené à étudier l’impact de l’imagerie médicale sur la santé, ainsi que les nouvelles technologies de diagnostics.

27

1. HISTORIQUE

29

L’imagerie médicale est un formidable outil technologique au service de la médecine ainsi que de la recherche. Il est important d’étudier l’évolution du diagnostic médical au cours des siècles et d’observer le rôle de l’imagerie médicale depuis la découverte des rayons X jusqu’à nos jours.

1.1. LES PREMIERS DIAGNOSTICS MEDICAUX

1.1.1. L’ANTIQUITE

Les fondements de la médecine moderne ont été mis en place au cours du VIème siècle avant Jésus–Christ. Les philosophes naturalistes, dont le célèbre mathématicien Pythagore font la distinction entre magie et médecine. Ils considèrent que le corps humain est constitué de quatre éléments : la terre, le feu, l’eau et l’air. En 460 avant Jésus–Christ, le philosophe Hippocrate débute les consultations médicales auprès de patients sous le platane de la ville de Cos en Grèce. Hippocrate porte un intérêt particulier à questionner le malade afin de réaliser un « diagnostic » et de rechercher plus efficacement les causes de la maladie. [1]

Le terme « diagnostic » est originaire du grec ancien et signifie discernement. Au cours de l’Antiquité les seuls outils à disposition des médecins pour établir des diagnostics médicaux sont l’interrogatoire du patient ainsi que son examen clinique. L’examen clinique consiste à réaliser des observations à l’aide des sens du corps humain :

- la vue permet d’observer la présence éventuelle de plaies sur le corps, - le toucher permet de réaliser des palpations sur l’ensemble du corps, - l’odorat permet de qualifier les odeurs de sueur ou d’urine…, - le goût permet de qualifier la salive, l’urine….[2]

1.1.2. MOYEN-AGE ET RENAISSANCE

D’un point de vue historique, le moyen âge a été une période charnière pour la connaissance de la médecine. La société occidentale prend conscience de la nécessité des soins ainsi que de la connaissance de la médecine.

A cette époque de l’histoire, de nombreux hôpitaux (psychiatriques, pour lépreux…) sont ouverts ainsi que des universités de médecine telles que l’université de Montpellier en 1220 et celle de Toulouse en 1229. Ces institutions sont dirigées par l’Eglise catholique.

Certaines religions (orthodoxe, musulmane) ne suivent pas l’évolution de l’occident bien que les écrits du médecin, philosophe Abu ‘Ali al-Husayn ibn ‘Abd Allah ibn Sina (Xème siècle) soient la base de la médecine occidentale.

De nombreux savants contribuent aux progrès de la médecine et plus précisément à la recherche de diagnostics tel que Alexandre De Tralles qui rédige douze livres de médecine dans lesquels il décrit toutes les maladies et les traumatismes de la tête.

Néanmoins les progrès vont connaître un fort ralentissement. En occident le savoir est associé à la religion chrétienne qui interdit la pratique des dissections de cadavres. En l’absence de cette interdiction les médecins auraient poursuivi leurs recherches sur le corps humain.

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Il va falloir attendre l’époque de la renaissance pour permettre la reprise des dissections (voir Figure 1) de manière officielle (nombre annuel limité ce qui engendre des dérives telle que la violation de sépultures). Ces dissections permettent de réaliser d’immenses progrès dans le domaine de l’anatomie. Les étudiants en médecine peuvent accéder à des ouvrages tels que « De humani corporis fabrica » de l’atomiste néerlandais Andréas Vésale afin de pouvoir étudier. [3]

Figure 1 : La leçon d’anatomie du peintre « Rembra ndt »

1.2. DU XVIIème au IXXème siècle Une évolution de la société permet de s’affranchir des divers courants

religieux dominants. Dès lors, les scientifiques et médecins vont s’attacher à des théories qui peuvent se vérifier et se palper. A compter de cette période, les progrès dans les domaines de la connaissance du corps humain et l’amélioration du diagnostic vont être liées à des avancées technologiques importantes.

Au cours du XVIIIème siècle, les physiciens travaillent sur les conséquences d’une décharge électrique créée entre deux électrodes placées dans un tube de verre dans lequel règne le vide. Les physiciens constatent l’apparition d’une lumière fluorescente (l’expérience se réalise à l’aide du tube de Crookes). Les physiciens ne connaissant pas encore l’origine de cette lumière l’ont nommé « cathodique », car elle est générée par la cathode. [4]

En 1895, le physicien allemand, Wilhem Conrad Röngen (prix Nobel de

physique en 1901) caractérise pour la première fois l’existence des rayons X. Röngen travaille sur un dispositif de type « Tube de Crookes » (éjection en flots continue d’électrons) afin de déterminer l’impact de la pénétration des rayons cathodiques dans le verre. Il observe de manière opportune que la présence d’un carton recouvert de platinocyanure de baryum situé proche des rayons « cathodiques » devient fluorescent. [5]

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Figure 2 : Tube de Crookes

La figure ci–dessus représente de manière schématique l’expérience menée par Röngen. Il s’agit du « Tube de Crookes » dans lequel règne le vide. En A se trouve une source d’énergie à faible tension qui permet de chauffer la cathode (C) afin de créer la source d’électrons. Le flux d’électrons est créé grâce à la différence de potentiels entre les deux électrodes (C et P) par la source B. Au point M est placé un masque et à l’anode il y a un écran opaque. Lorsque le courant circule, l’image du masque M se trouve projetée sur l’écran occultant de l’anode. [6] Röngen définit l’origine du phénomène par l’action de rayons invisibles et pénétrants qui ne sont pas liés aux rayons cathodiques. Ces rayons sont appelés « RAYONS X », X tel que l’inconnu en algèbre.

Les travaux de Röngen vont permettre de définir les propriétés des rayons X. suite à ces travaux nous pouvons retenir que les rayons X sont absorbés par la matière en fonction de la masse atomique des absorbants.

La découverte des rayons X va permettre la naissance de la radiologie, puisque ces rayons ont également la propriété de faire réagir des plaques photographiques. Ainsi la première radiologie réalisée sera celle de la main de l’épouse de Röngen. L’évolution de l’imagerie par rayon X aboutit à la mise au point du scanner en 1972 par Hounsfield. [5]

Figure 3 : Premier clicher radiologique

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1.3. DEPUIS LE DEBUT DU XX ème siècle

La découverte des rayons X est à l’origine de l’imagerie médicale et des diagnostics. Les découvertes scientifiques à compter du début du XXème siècle vont contribuer à l’essor de l’imagerie donc à l’amélioration de la connaissance du corps humain.

1.3.1. DE LA RADIOACTIVITE A LA MEDECINE NUCLEAIRE

Dès le début du XXème siècle, dans un premier temps, Becquerel (1896), puis Marie Curie continuent les recherches initiées au début des années 1900. Ils identifient le phénomène de la radioactivité. « La radioactivité est la propriété que possèdent certains nucléides pour se désintégrer ou à émettre spontanément des rayonnements de type corpusculaire ou électromagnétique ».

La stabilité énergétique d’un atome est liée à une force d’attraction entre les protons et les neutrons qui sont les constituants du noyau de l’atome. Dans le cas d’atomes dits lourds (numéro atomique Z supérieur à 83), l’équilibre existant entre les protons et les neutrons est instable. Comme tout système tend naturellement vers un état d’équilibre de faible niveau d’énergie, ces atomes émettent de l’énergie sous forme de rayonnement de type : Alpa (α), Bêta (β) ou Gamma (γ).

La découverte de la radioactivité va conduire au développement de la médecine nucléaire. Des traceurs radioactifs injectés dans le corps du patient vont se fixer sur les organes en fonction de leur affinité : le traceur est accumulé par l’organe. Un appareillage adapté (tel qu’une gamma caméra) permet de visualiser le rayonnement émis par le radioélément concentré dans l’organe. Une image est reconstruite et le diagnostic peut être réalisé. Plusieurs types d’imageries basés sur le phénomène de la radioactivité existent : la scintigraphie ou la tomoscintigraphie. [7]

Figure 4 : Illustration de la tomoscintigraphie cér ébrale

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1.3.2. LES ULTRASONS

La piézo-électricité découverte par J.Curie en 1880 est la base de l’émission et de la détection des ultra-sons. Elle sera utilisée par l’armée pour la détection des objets sous-marins au début du XXème siècle.

C’est en 1952 que deux américains tentent d’utiliser la technique dans le milieu médical pour l’exploration biologique. Dans les années 1960, les premières images apparaissent, mais elles permettent tout juste de différencier les organes. Il faudra attendre une dizaine d’années pour voir apparaître les premières sondes à balayage mécanique et le développement informatique, pour obtenir des images avec plusieurs niveaux de gris et plus de détails biologiques. Depuis 1980, l’augmentation de la puissance des ordinateurs couplée au développement des sondes, permet d’obtenir des images de plus en plus réalistes. [8]

Figure 5 : Echographie réalisée au cours du sixième mois de grossesse

1.3.3. IMAGERIE PAR RESONANCE MAGNETIQUE NUCLEAIRE

Au cours de la deuxième partie du XXème siècle, des études scientifiques sont menées sur le magnétisme et la matière. Une nouvelle technique d’imagerie est mise au point en 1973, il s’agit de « Imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire » (I.R.M). Cette technique d’investigation est basée sur la propriété des protons (composants du noyau des atomes constituant le corps humain). Les protons basculent d’un niveau d’énergie à un autre lorsqu’ils sont soumis à un champ magnétique. Ces protons reviennent à leur état d’énergie fondamental en émettant une onde : ce qui permet de créer une image.

L’imagerie par résonance magnétique nucléaire est largement répandue et permet de faire des clichés du cerveau afin de localiser les zones sensibles à certains stimuli. [9]

Figure 6 : Clicher de l'activité cérébrale obtenue par I.R.M

35

2. IMAGERIE PAR RAYONS X

37

2.1. NATURE ET PROPRIETE DES RAYONS X Tout comme la lumière visible, les rayons X sont des ondes

électromagnétiques dont la longueur d’onde s’étend de 10-8 à 10-12 m. Ils se propagent en ligne droite et dans toutes les directions. Les rayons X sont également caractérisés par leur énergie qui peut s’étendre de quelques eV à plusieurs dizaines de MeV. Plus l’énergie sera conséquente et plus les rayons seront pénétrants vis à vis de la matière.

Ces rayonnements ont donc la particularité de pouvoir traverser la matière et donc le corps humain en subissant une atténuation. Cependant, tous les tissus n’atténuent pas les rayons X avec la même intensité : ceci permet de distinguer les différents tissus composant le corps humain en matérialisant les rayons X qui ont traversé le corps humain sur un film. [10]

2.2. PRODUCTION DES RAYONS X

2.2.1. PRINCIPE

Lorsqu’un électron possède une énergie cinétique suffisante et qu’il est projeté sur une cible (un atome), les rayons X sont produits soit :

- par émission générale ou rayonnement de freinage: l’électron incident est dévié et ralenti sous l’action de l’attraction du noyau cible, la perte d’énergie provoquée est restituée sous forme de rayons X,

- par émission caractéristique : l’électron incident provoque l’arrachement d’un électron de l’atome cible (en général couche profonde K). L’électron manquant est remplacé par un électron d’une couche supérieure en émettant un photon, d’où le rayonnement X. [11]

Figure 7 : Création d'un rayon X par freinage et ém ission caractéristique

Rayonnement de freinage Emission caractéristique

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La production des rayons X nécessite : - une source d’électrons (inséré dans la cathode). - une cible permettant de créer le faisceau de rayons X (anode). - une enceinte sous vide. - un générateur haute tension.

Le rayon X émis est caractérisé par son intensité qui définit :

- la quantité d’électrons émis par la source donc par le courant chauffant le filament,

- la vitesse des électrons définie par la différence de potentiel entre l’anode et la cathode,

- le nombre de collisions avec la cible défini par la taille des atomes soit son nombre Z (le métal le plus utilisé est le tungstène)

- la distance entre la source et l’individu à radiographier, - la pénétration du faisceau.

La pénétration du faisceau est définie par la longueur d’onde du faisceau de rayons X produits. L’énergie du faisceau est définie par la relation :

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8 1

. avec h constante de Plank h=6,626.10 .

c vitesse de la lumière dans le vide c=3.10 .

énergie en joules et la longueur d'onde en m

h cE J s

m s

E

λ

λ

−

−

=

Nous remarquons que l’énergie est inversement proportionnelle à la longueur

d’onde. Cette dernière est également inversement proportionnelle à la tension entre l’anode et la cathode. Par conséquent, plus la tension est importante, plus les rayons sont pénétrants : ils sont qualifiés de durs. Plus la tension sera faible, moins les rayons seront pénétrants : ils sont dits mous. [12]

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2.3. MATERIEL POUR LA PRODUCTION DES RAYONS X

2.3.1. TUBES A ANODE FIXE

La cathode est composée d’un filament en tungstène (1) qui est alimenté sous quelques volts et ampères. Ce filament va subir un échauffement jusqu’à environ 2500°C provoquant la formation d’un nuage électroni que. Sous l’action de la différence de potentiel existant entre l’anode (4) et la cathode (1) (plusieurs milliers de volts), les électrons sont attirés vers l’anode composée d’une cible en tungstène (3). Sous l’action de l’énergie cinétique des électrons (comme nous l’avons vu précédemment), il y a formation des rayons X dans l’axe de l’anode mais aussi par réflexion sur l’anode. [13]

Figure 8 : Tube à anode fixe

2.3.2. FOYER THERMIQUE ET FOYER OPTIQUE

Nous observons sur le schéma que la surface de l’anode qui est sollicitée (4) par le faisceau d’électrons (3) est toujours la même. Cette surface correspond au foyer thermique (6). Le faisceau « sortant » de l’anode correspond au foyer optique (7). Afin d’obtenir des images plus nettes, il sera important d’avoir un foyer optique le plus fin possible. La majeure partie de l’énergie (99%) est transformée en chaleur, provoquant un échauffement important et une dégradation prématurée de l’anode. L’anode tournante apparaît alors comme un palliatif à ce problème. [13]

Figure 9 : Foyer optique et thermique

1 : Filament de la cathode. 2 : Cathode. 3 : Faisceau d’électrons. 4 : Cible en tungstène. 5 : Pente de l’anode. 6 : Foyer thermique. 7 : Foyer optique. 8 : Axe faisceau rayons X.

1 : Cathode. 2 : Filament source d’électrons. 3 : Cible en tungstène de l’anode. 4 : Anode. 5 : Enceinte sous vide. 6 : Diaphragme. 7 : Faisceau de rayons X.

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2.3.3. TUBE A ANODE TOURNANTE

L’anode tournante (2) (de 3000 à 9000 tr/min) permet d’augmenter la surface du foyer thermique et donc de diminuer l’augmentation de température de celui-ci, tout en gardant un foyer optique d’excellente qualité. La taille du foyer optique sera déterminée par l’inclinaison de l’anode. Ce type de technologie permet d’augmenter la puissance du faisceau et par conséquent de diminuer les temps de pose et de s’affranchir du flou créé par les mouvements éventuels du patient lors du cliché. Aujourd’hui ce type de technique est une des plus employée dans le domaine de l’imagerie médicale. [13]

Figure 10 : Anode tournante

2.4. RADIOGRAPHIE CLASSIQUE

2.4.1. FORMATION DE L’IMAGE

Le rayonnement X brut issu du tube est filtré pour ne retenir que le rayonnement suffisamment énergétique. Il est également collimaté au travers d’un diaphragme. Le rayonnement traverse ensuite le corps humain. Ce dernier est constitué de tissus de densités différentes provoquant une atténuation du rayon différente suivant les régions traversées. Le film reçoit alors plus ou moins de rayons, une image est alors formée.

Une radiographie de qualité se devra de répondre aux critères de netteté, de contraste (des écrans renforçateurs peuvent l’améliorer), d’incidence (l’image doit être une radiographie effectuée sous un angle de référence), de centrage (l’image utile doit être centrée sur le film).

L’image formée soulève néanmoins quelques remarques, effectivement celle-ci représente tous les tissus traversés, dans un même plan en agrandissant les tissus dans des proportions différentes. La lecture ne peut donc pas se faire sans connaissance de l’anatomie radiologique. [13], [14]

1 : Cathode. 2 : Anode tournante. 3 : Rotor. 4 : Bobinage moteur. 5 : Alimentation moteur. 6 : Alimentation haute tension. 7 : Gaine plombée. 8 : Enceinte sous vide. 9 : Rayon directeur.

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2.4.2. LES DIFFICULUTES TECHNIQUES 2.4.2.1. L’EFFET TALON

Figure 11 : Effet talon

Nous pouvons remarquer qu’il y a une atténuation du faisceau du côté de l’anode (2), car les rayons X qui sont produits en profondeur subissent une atténuation avant de « sortir » de l’anode. Pour un tube neuf, l’énergie du côté de l’anode est de 75%, du coté de la cathode de 105% et au centre de 100%.

Avec le vieillissement de l’anode, cette caractéristique va s’amplifier. La dégradation de l’anode provoque des fissures du tungstène, des creux et des bosses, ce sont ces bosses qui amplifient le phénomène de talon. Les rayons produits au niveau des creux se trouvent atténués par les bosses. Il en résulte une baisse des rendements. Ainsi, l’énergie côté anode est de 40%, de 70% côté cathode et au centre 60%.

Pour orienter le tube de manière efficace, l’effet talon doit être pris en compte lors des clichés de parties du corps ayant des caractéristiques d’absorption différentes. Cet effet talon est toutefois atténué par le diaphragme. [13] 2.4.2.2. FINESSE DU RAYON

La dimension du rayon est importante car elle engendre flou et agrandissement du sujet observé. [13]

Figure 12 : Flou géométrique

Tous les tubes présentent dès leur première utilisation une dissymétrie dans le faisceau de rayons, effectivement la forme de l’anode (liée à son inclinaison) crée un effet appelé talon.

Pénombre

DFF : Distance Foyer Film DOF : Distance Objet Film

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Pour un foyer ponctuel F il n’y a pas de flou. La taille de l’image A’B’ dépend du rapport DFF/DOF.

Pour un foyer non ponctuel, il y a un flou géométrique qui dépend de la distance entre le foyer et l’objet. Pour un foyer non ponctuel la zone de pénombre est égale à la taille du foyer pour un objet placé au milieu de la DFF. 2.4.2.3. PROBLEMES LIES A LA CHALEUR

Comme évoqué précédemment, la production des rayons X induit un dégagement important d’énergie sous forme de chaleur. Cette chaleur si elle est trop importante peut entraîner la destruction du tube (destruction du verre, de l’anode…). Aussi il convient de trouver le bon compromis entre nombre de tirs, puissance, temps de pose afin de rester en deça du seuil de destruction. Certaines interventions se faisant sous scopie (visualisation de l’image de l’organe sous rayons X en temps réel et continu), il est indispensable de connaître approximativement le temps de pose maximum réalisable sans être obligé de suspendre l’intervention. [15] 2.4.2.4. DIFFUSION DU FAISCEAU

Une fois que les rayons X ont traversé le corps humain, il y a apparition d’un rayonnement secondaire dans toutes les directions créant un voile sur le film. Ce problème peut être résolu en plaçant entre le sujet et le film une grille anti-diffusante laissant passer uniquement les rayons incidents se situant dans l’axe du tube. [13]

Figure 13 : Grille anti-diffusante

Source du schéma : [16] 2.4.2.5. LES ARTEFACTS

Un film radiologique sera toujours entaché d’erreurs, nommées artefacts. Ces derniers peuvent être liés à des problèmes techniques. Le film peut être trop sombre c’est-à-dire qu’il a été exposé à la lumière du jour pendant le développement ou que la cassette le contenant n’était pas parfaitement étanche.

Le film peut également contenir des traces de la grille anti-diffusante, ce problème peut être résolu en modifiant le placement de la grille.

D’autres artéfacts peuvent survenir lors d’une mauvaise manipulation, du développement, ou simplement pendant la manipulation du film pour la lecture. [17]

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2.4.3. SYNTHESE

La radiographie conventionnelle permet de faire des clichés rapides de tissus humains mais possède un inconvénient : la superposition et l’agrandissement de tous les tissus dans un seul plan rendant la lecture parfois complexe. Le scanner ou tomodensitométrie qui réalise des coupes de la région à observer apparaît comme une solution. [13]

2.5. TOMODENSITOMETRIE - SCANNER

2.5.1. PRINCIPE

Le scanner ou tomodensitométrie utilise également les rayons X tout comme la radiographie classique. Dans le cas du scanner le film photographique est remplacé par des détecteurs à cristaux de iodure de sodium ou des chambres à xénon. Ces détecteurs transforment le rayon X reçu en signal électrique permettant de numériser les mesures. L’utilisation de ces détecteurs permettent d’obtenir une meilleure sensibilité (environ 100 fois plus sensible qu’un film) et donc un nombre de niveaux de gris sur l’image plus importants. [13]

De manière identique à la radiographie sur film, le rayon X traversant le patient subit une atténuation suivant les divers tissus. A chaque mesure autour du patient l’intensité du rayon arrivant sur le détecteur est mesurée. Cette intensité répond à la relation : 0.

dI I e µ−= avec I0 intensité du rayon incident, µ coefficient d’atténuation, et I intensité reçue sur le détecteur après avoir traversé une épaisseur d de matière.

Le coefficient µ dépend des tissus traversés, élevé pour les os et faible pour l’air. Chaque atténuation relevée sera traduite en densité ou niveau de gris. [12] Hounsfield créa une échelle d’absorption allant de –1000 (pour de l’air) à +1000 (pour de l’os dense) et 0 pour l’eau.

Il existe donc 2000 valeurs de densité différentes correspondant à 2000

niveaux de gris. Le scanner utilise un fin rayon X qui tourne autour du patient avec en opposition

une série de détecteurs. Par radiographie successive sous plusieurs angles d’une même partie du corps, le scanner permet de reconstituer une image en coupe axiale suivant le plus grand axe du corps humain.

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L’exemple suivant indique une mesure faite sur un crâne : Figure 14 : Symbolisation du scanner

L’image de la coupe obtenue sera celle d’un sinogramme : Figure 15 : Sinogramme Source des figures 14 et 15 : [18]

2.5.2. RECONSTRUCTION DE L’IMAGE

L’objectif est donc de reconstituer l’image à partir d’une multitude de mesures autour du patient. C’est-à-dire de retrouver la valeur d’atténuation du tissu en fonction de sa position pour y affecter une intensité de gris. Cette reconstruction peut se faire de deux manières distinctes : [18]

- soit par des méthodes algébriques itératives, [19] Figure 16 : Méthode itérative - soit par des méthodes analytiques, à partir du sinogramme et en

appliquant la transformée inverse de Radon puis celle de Fourrier on retrouve l’image initiale (rétro projection filtrée). [19] La rétroprojection consiste à reprendre chaque image (constituant le sinogramme) et correspondant à une atténuation et à la reprojeter en conservant son angle d’acquisition.

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Figure 17: Rétroprojection Source schéma :[20]

Nous remarquons que plus le nombre de coupes sera important, plus l’image sera précise lors de sa reconstitution. Une variante consiste à filtrer pour éviter le bruit sur l’image.

Quelle que soit la méthode utilisée l’image obtenue sera celle d’une coupe de l’organe observé, ici celle du cerveau. Figure 18 : Image obtenue Source schéma : [18]

2.5.3. LES TYPES DE SCANNER 2.5.3.1. CONSTITUTION GENERALE D’UN SCANNER Un scanner est composé :

- d’un système de mesure : celui-ci est constitué d’un ensemble solidaire : tube à rayons X et détecteurs. Cet ensemble servira à la mesure en tournant autour du patient lequel est positionné sur la table. Afin de changer le plan de coupe l’ensemble tube+détecteur peut être orienté par rapport à la table. Le faisceau issu du tube pourra être collimaté permettant d’obtenir des coupes plus ou moins importantes de 1 à 10 mm.

- d’un système de traitement des données : il est composé essentiellement de l’ordinateur réalisant les calculs complexes pour reconstituer l’image.

- d’un système de visualisation et d’enregistrement : il permet de visualiser l’image, de modifier certains critères (plage de la fenêtre d’étude des densités, niveau de la fenêtre) et de sauvegarder les images intéressantes ou de les sortir sur film photographique. [10]

Acquisition Reconstitution

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2.5.3.2. SCANNER DE PREMIERE GENERATION

Cette version ne comprend qu’un seul tube et un détecteur. Le tube est animé d’un mouvement de rotation et de translation. Pour réaliser une coupe, le tube doit réaliser plusieurs balayages successifs (translation) sous plusieurs angles. A chaque position, le détecteur reçoit un rayonnement atténué permettant de mesurer ce rayonnement. Une fois la coupe réalisée dans sa totalité, les données archivées doivent être croisées pour déterminer la composition de chaque voxel et à terme l’image. Ce type de scanner demande plusieurs minutes par coupe, l’image n’est pas constituée en temps réel. Ce scanner entraîne des artéfacts de bougé important et une image peu précise (puisque utilisé alors que l’informatique était peu développé). [13]

Figure 19 : Principe du scanner de première générat ion 2.5.3.3. SCANNER DE DEUXIEME GENERATION

Cette version est comparable à la première, mais elle comportait plusieurs détecteurs. [13] 2.5.3.4. SCANNER DE TROISIEME GENERATION

Dans ce cas, seul le mouvement de rotation est conservé car le rayon X est suffisamment large pour irradier l’ensemble du corps et le nombre de détecteurs encore plus nombreux. Dans cette version, l’image est construite en temps réel, les temps de poses sont plus courts. [13]

Figure 20 : Scanner de troisième génération

1 : Source 2 : Organe à observer 3 : Détecteurs 4 : Mouvement de rotation

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2.5.3.5. SCANNER DE QUATRIEME GENERATION

Avec cette version, seul le tube est en mouvement. Une variante consiste à placer plusieurs rangées de barrettes pour plus de rapidité d’acquisition. [13]

Figure 21 : Scanner de quatrième génération 2.5.3.6. IMATRON

L’évolution principale est l’absence de pièce en rotation excepté la table sur laquelle se situe le patient. [10]

Figure 22 : Le ciné-scanner Le faisceau d’électrons est dirigé par les bobines de focalisation (pilotées par

l’ordinateur) puis collimaté et envoyé sur les anodes. Le rayon X résultant est collimaté et envoyé vers les couronnes de détecteurs juxtaposées. Ce type de scanner permet d’atteindre jusqu’à 30 images par seconde. Ce nombre élevé d’images permet d’observer l’évolution des divers phénomènes au sein d’un organe

1 : Source 2 : Organe à observer 4 : Mouvement de rotation 5 : Détecteurs

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2.5.3.7. SCANNER HELICOIDAL MULTIBARRETTES

2.5.4. LES ARTEFACTS

Les prothèses en métal produisent au niveau de l’image des rayons rendant l’image ininterprétable. L’examen étant de durée relativement longue il peut y avoir un mouvement du malade. Enfin il peut y avoir des zones de l’image difficilement interprétable de par la technique du scanner. Effectivement, si la coupe effectuée est trop large, il peut alors y avoir dans le voxel considéré plusieurs tissus de densité différente. Comme l’ordinateur affecte à chaque voxel une moyenne des tissus, une largeur de coupe mal choisie peut venir interagir de manière non négligeable sur le rendu à l’image. [10]

2.5.5. SYNTHESE

Le scanner X permet d’obtenir des images avec une extrême précision (image 3D) tout en diminuant la dose reçue. Il permet de préparer les interventions chirurgicales, de constituer les différents scénarii pour envisager le meilleur. L’évolution de la qualité des images a longtemps était dépendante de l’évolution des ordinateurs. Les ordinateurs actuels ayant de fortes capacités de calculs sont un atout. Nous pouvons alors penser que la technique scanner va se développer encore plus rapidement. Toutefois, cette technique emploie des rayons X qui peuvent être déconseillés à certaines personnes (femmes enceintes, enfants…). Il est donc nécessaire de disposer d’autres techniques d’imagerie moins invasives.

Dans cette version, le tube est en rotation avec les détecteurs et le lit du patient se déplace en même temps permettant d’obtenir rapidement une image en 3D. Cette technique rapide évite les bougés du patient. Il y a une continuité dans les coupes (contrairement au cas coupe par coupe), permettant de voir une petite lésion. L’avantage de posséder plusieurs barrettes, est le nombre de coupes réalisées en une fois. [20]

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3. IMAGERIE NUCLEAIRE

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3.1. LA SCINTIGRAPHIE

3.1.1. PRINCIPE

La scintigraphie utilise les propriétés des isotopes instables (exemple : l’iode 131). Les isotopes sont des atomes ayant le même nombre de protons mais un nombre de neutrons différent. Cette différence leur confère des propriétés nucléaires spécifiques : ils émettent des rayonnements facilement détectables dans le cas des isotopes instables. Une fois injecté dans l’organisme, cet isotope suivra le même parcours au sein de l’organisme que l’atome stable. Une fois dans le corps humain, cet atome est qualifié de traceur, la scintigraphie est une mesure de la distribution du traceur dans l’organisme ou au sein d’un organe. Les résultats obtenus permettront de réaliser une image. [12]

3.1.2. LE TRACEUR

Afin de limiter les radiations pour le patient, le traceur doit être un élément qui émet majoritairement des rayons γ (tous les autres rayonnements seraient difficilement détectables voire pas du tout détectables car insuffisamment énergétiques). Sa période sera de préférence courte (mais suffisamment longue pour couvrir le temps de l’examen) pour ne pas irradié au delà du temps nécessaire pour l’examen et pouvoir en injecter plus pour avoir une meilleure résolution.

Un compromis sur l’énergie des rayons doit être trouvé : trop élevés, les rayons traversent le détecteur sans être détectés ; trop faible, le rayonnement ne sort pas de la peau. [21] Les traceurs doivent pouvoir se fixer sur l’organe à contrôler, pour cela il existe différentes techniques :

- le traceur possède une affinité particulière pour l’organe cible, par exemple l’iode 131 se fixe préférentiellement sur le foie.

- Le traceur est associé à une molécule vecteur, cette dernière va se fixer sur l’organe cible avec le traceur. [12]

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3.1.3. LA DETECTION 3.1.3.1. INTERACTION RAYONNEMENT / MATIERE Lorsqu’un rayonnement gamma entre en interaction avec le cortège électronique, il existe deux possibilités :

- l’effet Compton : le photon incident éjecte un électron de l’atome, le photon incident est dévié en perdant une partie de son énergie.

- l’effet photoélectrique : le photon incident éjecte un électron, et perd toute son énergie, il « disparaît ». [12]

En imagerie scintigraphique, le rayonnement gamma est détecté via un cristal

de NaI dopé au thallium. Ce cristal sous l’effet d’un rayonnement gamma subit un des deux effets (ou les deux) cités préalablement. Une fois les atomes excités, ils reviennent à leur état stable en émettant un rayonnement de fluorescence. L’énergie du rayonnement dépendra de l’effet subi (voir figure). Ce rayonnement lumineux ou ces photons sont ensuite attirés par la photocathode d’un photomultiplicateur, en donnant naissance à des électrons. Ces électrons sont accélérés et multipliés par plusieurs dynodes puis attirés par l’anode, créant une impulsion électrique. Cette impulsion est proportionnelle à l’énergie du rayonnement incident (sortant du corps du patient). [22]

Figure 23 : Emission photonique

L’objectif de la scintigraphie est de repérer avec précision l’endroit où le rayonnement GAMMA est émis. Dans l’effet Compton, le photon est dévié, il n’y a donc pas de « mémorisation » de l’endroit précis de naissance du photon. Aussi il convient de ne prendre en compte que le pic généré par l’effet photoélectrique. Un système de fenêtrage sur l’énergie liée au photon permet de retenir uniquement ce pic. [22]

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3.1.3.2. LA GAMMA CAMERA DE ANGER

Figure 24 : Gamma caméra

Cette gamma caméra permet de mesurer l’amplitude de l’énergie du photon via le pic de l’impulsion électrique. Au travers de cette amplitude, la localisation précise du photon incident peut être connue. Effectivement, l’amplitude de l’impulsion électrique sur le photomultiplicateur dépend de la distance entre le milieu de la photocathode et l’endroit où a eu lieu la scintillation dans le cristal. On obtient la cote Z. Grâce au grand nombre de photomultiplicateurs, nous pouvons en déduire le positionnement du photon suivant les axes X et Y. Comme nous l’avons vu précédemment, il sera nécessaire d’effectuer un filtrage. [22] 3.1.3.3. LE COLLIMATEUR Afin de définir avec précision l’origine des photons, le collimateur permet de ne retenir les radiations que suivant un certain axe. Cet axe est le plus souvent perpendiculaire au plus grand axe du cristal. Le collimateur est un volume de plomb dans lequel sont percés des trous de diamètres et de formes différents selon les collimateurs. Le collimateur sera choisi selon l’organe à explorer et le traceur choisi. Les rayons qui ne sont pas dans l’axe des trous sont absorbés par le plomb situé entre chaque trou avant d’atteindre le cristal. Plus le diamètre des trous est faible plus le septa (épaisseur de plomb entre chaque trou) est grand, meilleure est la résolution (diminution des rayonnements non perpendiculaires). Toutefois la sensibilité est diminuée puisque moins de photons sont pris en considération. Il existe différents types de collimateurs :

- le collimateur parallèle : les radiations perpendiculaires sont prises en compte, les autres sont exclues.

- le collimateur divergent : il permet de diminuer la taille de l’organe sur l’image.

- le collimateur convergent : il permet d’augmenter la taille de l’organe sur l’image.

- le collimateur sténopeïque : il est utilisé pour l’étude des lésions sur des petits organes (thyroïde), car il agrandit l’image. [22], [23]

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3.1.4. LA CONSTRUCTION DE L’IMAGE

Comme décrit précédemment, l’électronique permet de localiser l’origine du photon incident sortant du corps du patient. Il reste cependant d’autres paramètres à prendre en compte pour obtenir une image de qualité : la résolution et la sensibilité. La résolution : plus les diamètres des trous du collimateur sont petits, plus ils filtrent sur l’axe des photons, plus la résolution est bonne (mais plus le comptage sera long et de même pour le temps d’attente permettant d’obtenir l’image). La sensibilité : plus les diamètres des trous du collimateur sont grands, plus il y a de photons qui arrivent sur le cristal. L’image est obtenue plus rapidement mais la résolution diminue. [22]

3.1.5. LES MODES D’ACQUISITION 3.1.5.1. MODE STATIQUE ET BALAYAGE

Dans le mode statique, l’appareil est fixe devant la zone à étudier pendant un temps pré-déterminé. Une variante de ce mode est de réaliser des clichés successifs du corps entier pour obtenir une scintigraphie du corps dans sa totalité. Dans le mode balayage, le détecteur se déplace au-dessus du corps du patient, par acquisition continue puis reconstitution : nous obtenons une scintigraphie du corps entier. [24], [25] 3.1.5.2. MODE DYNAMIQUE

Ce mode utilise en réalité une acquisition statique répétée à plusieurs reprises dans une zone à étudier. Cela permet de déterminer l’évolution de la distribution du traceur dans l’organe à étudier. [25] 3.1.5.3. MODE TOMOGRAPHIQUE

De manière identique au scanner X, le détecteur tourne autour du patient en effectuant une multitude de détections. Après obtention d’un sinogramme et calculs complexes, on obtient une image en coupe. [25]

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3.2. LA TOMOGRAPHIE PAR EMISSION DE POSITONS

3.2.1. PRINCIPE

La TEP utilise l’émission β+ (ou positon) du traceur pour déterminer sa distribution dans l’organe considéré. Le positon, après avoir perdu son énergie cinétique, s’annihile avec un électron et il y a création de deux rayonnements gamma de 511keV, émis à 180° l’un de l’autre. [26]

Les photons émis sont détectés par les détecteurs se situant autour du patient. Ces détecteurs sont de même principe que ceux de la scintigraphie classique. Lorsqu’un premier photon arrive sur un détecteur, et qu’un deuxième vient en collision avec un autre détecteur (à 180°) dans une plage de quelques nanosecondes, les deux photons sont considérés comme provenant de la même annihilation. [26]

Figure 25 : Annihilation du positon Figure 26 : Détection de rayon gamma

3.2.2. SYNTHESE

La TEP est aujourd’hui l’appareil le plus coûteux de l’imagerie médicale car elle nécessite une installation « cyclotron » à proximité. Celle-ci permet de produire les radioéléments émetteurs de positons à vies courtes (le plus utilisé est le fluoro-déoxy-D-glucose marqué au fluor 18 (18F-FDG) dont la durée de vie n’est que de 2 heures). Dans le cas d’un site producteur éloigné, la quantité de radio-éléments à produire devra tenir compte de la durée du voyage, et augmentera le coût. La TEP est principalement utilisée dans la détection des tumeurs cancéreuses. Il suffit donc d’injecter au patient un glucose radioactif (le 18F-FDG, par exemple) pour voir l’évolution du taux de ce glucose dans un organe suspecté. Les cellules cancéreuses qui se développent plus rapidement que les cellules saines, consomment davantage de glucose donc de 18F-FDG.

Contrairement aux imageries type rayons X, scanner ou IRM, qui fournissent des images sur la structure des organes, la TEP fournit des images sur l’activité de cet organe. On parle alors d’imagerie fonctionnelle.

Figure 25 Figure 26

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4. IMAGERIE PAR ULTRA-SONS

59

4.1. PROPRIETES DES ONDES ULTRASONORES

4.1.1. LES ULTRASONS

Les ultrasons sont des vibrations mécaniques comme les sons mais imperceptibles par l’oreille humaine. Les fréquences de ces vibrations s’étalent de 1 à 12 MHz. Les ultrasons se propagent dans la matière de proche en proche en exerçant une pression et donc un déplacement de matière autour du point d’équilibre. La vitesse de propagation de l’onde suit la loi suivante :

Ec

ρ=

Avec c la vitesse, E l’élasticité de la matière, ρ la densité de la matière Dans l’eau, la vitesse est de 1540m/s et dans l’os de 3000m/s. [8]

4.1.2. IMPEDANCE ACOUSTIQUE

Chaque tissu peut être caractérisé par son impédance acoustique, cette impédance est le produit de la densité du tissu par la vitesse de propagation : Z cρ= × [8]

4.1.3. LES ONDES ULTRASONORES Une fois l’onde ultrasonore envoyée dans un milieu (constitué de plusieurs types de tissus), celle-ci va subir des modifications au fil de son trajet. L’onde peut être :

- Réfléchie : au passage d’un tissu à un autre (surface de changement perpendiculaire à l’axe des ultrasons), l’impédance acoustique étant modifiée, une partie de l’énergie de l’onde est réfléchie dans le sens opposé. L’autre partie continue son évolution au sein des tissus. Le pourcentage de l’onde acoustique réfléchie est de :

( )( )

2

1 22

1 2

% de réflexion 100.Z Z

Z Z

−=

+

- Par exemple l’os réfléchit beaucoup contrairement aux tissus mous. - Si la surface de changement de tissus est oblique par rapport au faisceau

incident une partie de l’onde est réfractée. L’autre partie est réfléchie avec un angle, elle ne reviendra pas sur la sonde. L’onde est « perdue », la réfraction provoque des effets de bord sur l’image.

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- Diffusée : lorsque l’onde rencontre un obstacle plus petit que la longueur d’onde alors cet obstacle réémet une partie infime de l’onde dans toutes les directions.

- Atténuée : lors de la propagation de l’onde dans les tissus, l’énergie de celle-ci diminue à cause de la réflexion, de la diffusion ou de l’absorption (transformation en chaleur par le tissu) suivant une loi exponentielle telle que :

20

2

. avec x la distance, coefficient d'absorption du milieu

et =k f k constante et f fréquence émise

xE E e α αα

−=

×

- Remarque : plus la fréquence est élevée, plus la profondeur de

pénétration est faible pour une même valeur d’atténuation. [12], [8] Source du schéma : [8]

Figure 27 : Interaction onde sonore

4.2. PRODUCTION ET DETECTION DES ULTRASONS

La production et la détection des ultrasons utilisent l’effet piézo-électrique d’un cristal. Effectivement, un cristal bien choisi, par exemple de quartz, soumis à des variations électriques se déforme. Cette propriété permet de générer des ultrasons. Inversement soumis à des efforts de traction et de compression, il se polarise électriquement, cette propriété permet de détecter des ultrasons. Il sera maintenant aisé de numériser cette détection pour un traitement informatique. [12] Remarque :

- le cristal de quartz n’est pas utilisé car nécessite des valeurs de tensions importantes (150000 Volt), on lui préfère aujourd’hui les céramiques piézo-électriques qui possèdent un coefficient piézo-électrique 300 fois inférieur à celui du quartz. De plus, ces céramiques peuvent avoir la forme souhaitée puisqu’elles sont moulées. [12]

61

4.3. LES SONDES

4.3.1. GENERALITES

Une sonde est constituée d’un bloc amortisseur (2), de l’élément produisant les ultrasons (céramique) (1), d’une fenêtre d’où sont émis ou reçus les ultrasons (3).[13]

Figure 28 : Sonde émettrice/réceptrice

Afin d’obtenir des informations précises en vue du diagnostic, il est nécessaire de bien choisir la sonde pour être certain d’atteindre les tissus à observer et l’énergie du signal doit être suffisante pour atteindre la sonde au retour. [13]

4.3.2. SONDES A BALAYAGE SECTORIEL SIMPLE

Figure 29 : Sonde à balayage sectoriel simple

4.3.3. SONDES A BALAYAGE SECTORIEL COMPLEXE

Figure 30 : Sonde à balayage sectoriel complexe Remarque :

- pour ces 2 types de sondes, il n’y a pas de focalisation possible du faisceau, ne permettant pas la sélection de certains tissus.

Avec cette sonde, le balayage est obtenu par oscillation de l’élément sensible. [13]

Un ensemble rotatif est constitué de trois éléments piézo-électriques, chaque élément passe devant la fenêtre d’émission. L’émission de chaque élément est piloté par ordinateur. [13], [27]

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4.3.4. SONDE ANNULAIRE

Source schéma : [13] Figure 31 : Sonde annulaire

4.3.5. SONDE A DEPHASAGE

Figure 32 : Sonde à déphasage

4.3.6. SONDE BARRETTE

Figure 33 : Sonde barrette

Elle est constituée de plusieurs éléments annulaires concentriques de même épaisseur. Ce type de sonde permet une focalisation mécanique (concavité de la face avant) et électronique. [27]

Elle permet d’effectuer un balayage sectoriel. Elle est composée de plusieurs éléments disposés côte à côte, tous les éléments envoient une onde simultanément après application de lignes de retard pour effectuer un balancement du faisceau. La focalisation est électronique. [27], [13]

Elle est constituée de plusieurs éléments juxtaposés (environ 100) et émettant successivement les uns après les autres mais sans ligne de retard (pas de balancement du faisceau). Elle permet de réaliser des images rectangulaires. [27],[13]

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4.4. METHODES ECHOGRAPHIQUES

4.4.1. MODE A

Figure 34 : Mode A

4.4.2. MODE M OU TM

Figure 35 : Mode TM

4.4.3. MODE B

Figure 36 : Mode B

Il permet de représenter à chaque écho un pic d’amplitude correspondant à l’intensité de l’écho. La position du pic sur l’enregistrement sera définie par la position de la surface réflectrice par rapport à la sonde. Ce mode est le plus primitif et n’est plus utilisé. [13]

Ce mode utilise le mode A en effectuant plusieurs mesures en fonction du temps. Cela permet de visualiser les mouvements des structures par des lignes ou des courbes. [13]

Ce mode permet de représenter sur l’écran la position de l’obstacle. Le niveau de gris dépend de l’intensité de l’écho sur cet obstacle. La position de la sonde est repérée par un pantographe. Plus le faisceau sera large, plus la coupe sera étendue. La coupe est constituée pendant le balayage de la sonde. L’image obtenue est fixe. Ce mode utilise les sondes les plus simples, comme celles décrites dans les généralités. [13]

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4.4.4. MODE DYNAMIQUE

Le mode dynamique est au mode B ce qu’est le mode M au mode A. C’est-à-dire qu’il permet d’obtenir une image dynamique des divers tissus au sein de l’organisme en fonction du temps. A noter que le déplacement manuel de la sonde en mode B est remplacé par le balayage électronique ou mécanique. Ce mode impose l’utilisation d’une des sondes à balayage (sondes à barrettes, sondes à déphasage…), suivant l’examen à réaliser. [13]

4.5. LA QUALITE DE L’IMAGE

La qualité de l’image dépend en particulier de la sonde. La sonde possède deux types de résolution, une résolution axiale et une radiale. Résolution axiale : c’est la distance minimale qui doit exister entre deux objets placés l’un derrière l’autre dans l’axe de la sonde afin de les différencier. Cette résolution dépend de la longueur du train d’onde émis. Pour différencier deux objets très proches, la fréquence sera augmentée mais de ce fait, la profondeur de pénétration de l’onde sera diminuée. Les hautes fréquences permettent donc une meilleure résolution que les basses fréquences. [8], [27], [28]

Figure 37 : Représentation de la résolution axiale

Résolution latérale : c’est la distance minimale qui doit exister entre deux

objets côte à côte pour différencier leurs échos. Elle correspond sensiblement à la taille (diamètre) de la sonde. Cependant, des artifices permettent de focaliser le faisceau grâce à des « lentilles » placées sur les sondes. [8], [27], [28]

Figure 38 : Représentation de la résolution latéral e

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4.6. LES PRINCIPAUX ARTEFACTS

4.6.1. REFRACTION

Lorsque l’onde est réfractée, il y a création d’une ombre de bord sur l’image à cause de la déviation de la partie de l’onde continuant son évolution au sein des tissus. [29], [30]

Figure 39 : Ombres de bords

4.6.2. OMBRE ACOUSTIQUE

Lorsque l’onde rencontre un tissu fortement réfléchissant (os, calcul, gaz….), l’onde est fortement réfléchie, et il existe derrière ces tissus un cône d’ombre où aucun tissu ne pourra être détecté. [8]

4.6.3. ECHOS MULTIPLES

Ces échos apparaissent lorsque la surface est particulièrement réfléchissante, les échos arrivent successivement sur la sonde, l’échographe interprète ces signaux comme des obstacles et les matérialise sur l’image gênant la lecture. [8]

4.7. MODE DOPPLER

4.7.1. GENERALITES

Cette variante est utilisée essentiellement en angiologie pour l’étude des flux sanguins. Ce mode est basé sur la variation de la fréquence du signal réfléchi par rapport à la fréquence du signal émis. [12]

66

4.7.2. PRINCIPE

Avec la technique précédente, l’objectif était d’observer des organes fixes, il s’agit là d’observer des particules mobiles. Une onde sonore est émise vers la zone à observer. Lors de l’interaction de cette onde avec le milieu mobile, il peut se produire deux phénomènes : Le milieu se déplace dans le même sens que l’onde émise, dans ce cas l’onde réfléchie aura une fréquence moindre que celle de l’émission. Le milieu se déplace dans le sens contraire, dans ce cas la fréquence de l’onde réfléchie augmente par rapport à la fréquence de l’onde émise. [13] Le delta de fréquence est de :

2 cos avec F la fréquence émise, l'angle formé entre l'axe du faisceau

émis et l'axe de l'écoulement des particules, V la vitesse des particules et C constante

(1540m/s) de propagation des u

Fx xVF

CΘ∆ = Θ

ltrasons dans les tissus.

[8]

Figure 40 : Fréquence Doppler

∆F est appelé fréquence Doppler, on remarque que si le faisceau ultra sonore est perpendiculaire au vaisseau sanguin, aucune mesure n’est réalisable. Aussi, il convient de connaître cet angle de façon relativement précise pour obtenir des résultats pertinents. [31]

67

4.7.3. LES MODES D’ANALYSE 4.7.3.1. LE MODE CONTINU

Il est constitué d’une sonde émettrice et d’une sonde réceptrice. L’émission se fait de façon continue dans le temps, il en résulte un calcul permanent de la fréquence Doppler. Ce mode permet d’obtenir un tracé de la fréquence Doppler mais pas d’image de la zone observée. De plus, la mesure tient compte de tous les organes en mouvement puisqu’il n’y a pas de repérage en profondeur. [13] 4.7.3.2. LE MODE PULSE

Il ne comporte qu’une seule sonde qui est émettrice puis réceptrice. Le temps compris entre l’émission et la réception est appelé fenêtre doppler, elle permet de déterminer avec précision, la profondeur à analyser en sélectionnant le signal correspondant. Une analyse complémentaire avec une échographie « normale » permet de déterminer l’angle Θ. Il en résulte un calcul possible de la vitesse avec précision. [13] 4.7.3.3. LE MODE DUPLEX

Dans ce mode, la sonde est utilisée alternativement comme sonde échographique puis comme sonde doppler, ceci afin de réaliser des diagnostics dans des cavités complexes comme le cœur. [13] 4.7.3.4. LE MODE COULEUR

Associé à un système permettant de sélectionner simultanément plusieurs profondeurs, ce mode permet de coloriser les différents flux pour apprécier ceux s’éloignant de la sonde et ceux se rapprochant. [13] 4.7.3.5. SYNTHESE

L’échographie est une technique d’imagerie non invasive, peu onéreuse, et applicable chez tous les sujets. Elle permet d’effectuer un examen pour diagnostic ou pour suivre l’évolution d’une intervention, avec très peu de risques pour le patient. De plus l’examen de diagnostic peut être répété autant de fois que nécessaire. Toutefois cet examen oblige pour un second avis d’être refait dans sa totalité par un autre médecin, puisque le diagnostic ne peut être dissocié de la position de la sonde pour observer l’organe.

69

5. IMAGERIE PAR RESONANCE MAGNETIQUE NUCLEAIRE

71

5.1. PRINCIPES PHYSIQUES

L’imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire (R.M.N) est basée sur les propriétés magnétiques de la matière et en particulier sur les propriétés magnétiques des constituants des divers tissus du corps humain. La R.M.N permet de réaliser de l’imagerie médicale fine afin d’établir des diagnostics médicaux très précis, contrairement aux techniques classiques basées sur l’absorption des rayons X. [9]

Tous les composés présents dans la nature possèdent à l’échelle

microscopique des propriétés magnétiques plus ou moins importantes. Ces propriétés permettent de les assimiler à des dipôles, tel est le cas des protons et des neutrons qui constituent le noyau des atomes. Les protons et les neutrons font partis de la famille des baryons, c'est-à-dire qu’ils sont constitués à partir de trois quarks, le quark étant la particule élémentaire de la matière.

Le neutron est formé d’un quark up de charge (+ 2/3) et de deux quarks down de charge (-1/3), la charge globale du neutron est donc nulle. Le proton est constitué de deux quarks up et d’un quark down, sa charge globale est donc égale à 1.

Etant donné que les protons sont en rotation sur eux–mêmes (spin) et que ces particules sont toutes deux chargées, celles-ci induisent un champ magnétique autour d’elles.

Chaque particule possède un moment magnétique (noté µ) qui est proportionnel au moment cinétique de « spin » (noté I). Le moment magnétique permet de caractériser la rotation de chaque particule sur elle-même. [21], [32], [33] Nous avons la relation : I..ηγµ = µ représente le moment magnétique I représente le moment cinétique de spin ηreprésente la constante de planck ( = 1,054 . 10-34 J.s) γ représente le rapport gyromagnétique qui est caractéristique de chaque élément.

L’existence du moment magnétique est à l’origine du phénomène de la R.M.N. Les recherches dans la détection du magnétisme nous ont permis d’observer que les noyaux des atomes constitués d’un nombre pair de protons ou de neutrons ne présentent pas de magnétisme contrairement aux noyaux constitués d’un nombre impair de protons et de neutrons comme l’atome d’hydrogène 1, de carbone 13 ou de sodium 23. [34]

72

Lors de la réalisation d’une image via la R.M.N, les noyaux d’hydrogène vont interagir avec un champ magnétique pour permettre l’acquisition d’un signal et ainsi reconstituer une image, d’un tissu ou d’un organe. L’hydrogène est choisi de par son abondance dans le corps humain et ses propriétés magnétiques (il se retrouve dans l’eau - 80% du corps humain - les liquides organiques ainsi que les graisses).

En absence de champ magnétique, les moments magnétiques de chaque atome d’hydrogène se trouvant dans un échantillon ont des directions aléatoires dans l’espace. La somme des moments magnétiques est égale au vecteur nul et par conséquent l’aimantation générée est nulle. [9]

Figure 41 : Direction des moments magnétiques

L’application d’un champ magnétique B0 entraîne la polarisation des moments magnétiques de chaque proton. Ils vont s’orienter soit parallèlement, soit anti-parallèlement (direction opposée) au champ magnétique. Ce phénomène a pour conséquence de distribuer de manière naturelle les moments magnétiques sur deux couches d’énergie distinctes. Les moments magnétiques ayant une direction antiparallèle au champ magnétique auquel l’échantillon est soumis, possèdent un niveau d’énergie supérieur aux moments magnétiques parallèles au champs magnétique. La direction antiparallèle est qualifiée de niveau d’énergie excitée et la couche parallèle est qualifiée de niveau d’énergie stable ou bien niveau fondamental. [9], [21], [35]

B0 = 0

73

Le système est alors considéré en équilibre et il en résulte une aimantation M. Cette dernière se décompose en deux aimantations : une aimantation longitudinale ML et transversale MT qui correspondent aux composantes du vecteur aimantation M. ML

et MT sont des caractéristiques du tissu. L’aimantation longitudinale correspond à la composante du vecteur M par rapport à l’axe parallèle du champ magnétique B0. L’aimantation transversale correspond à la composante du vecteur M sur le plan perpendiculaire au champ B0. [9], [21], [35]

Figure 42 : Distribution des moments magnétiques

La détermination des deux composantes du vecteur aimantation M se fait en excitant le système. L’excitation consiste à apporter de l’énergie sous la forme d’une onde radiofréquence. L’énergie ainsi apportée va être absorbée par les protons ayant leur moment magnétique parallèle au champ B0. Le système passe de l’état fondamental à l’état excité, son retour à l’équilibre se manifeste par l’émission d’un signal.

Le passage de l’état fondamental à l’état excité se réalise à condition que l’apport d’énergie de l’onde radiofréquence soit équivalent à la différence d’énergie entre le niveau fondamental et le niveau excité.

Les moments magnétiques initialement parallèles au champ magnétique B0 prennent une direction anti-parallèle, ce qui correspond au basculement du système à l’état excité. Cette condition implique que la relation de Larmor soit vérifiée : elle relie la fréquence de l’onde radiofréquence avec le noyau en cours d’étude. [9], [21], [35]

πγ2

. 0Bf =

Avec f : Fréquence de l’onde radiofréquence (également nommée fréquence de Larmor) γ : Rapport gyromagnétique (caractérise la différence d’énergie entre le niveau fondamental et le niveau excité [Hz.T-1] Pour γH+ = 42,58 MHz.T-1 et B0 = 2 T nous obtenons le phénomène de RMN pour une fréquence de f = 13,55 MHz

B0

M

74

Les ondes utilisées en imagerie sont de très courte durée, de l’ordre de quelques millisecondes. Le transfert d’énergie qui s’opère entre les deux niveaux d’énergie engendre un basculement de l’aimantation M par rapport à sa position initiale. Le basculement de l’aimantation est fonction de l’amplitude des ondes, ainsi que de la durée à laquelle l’échantillon est soumis aux ondes. En RMN, le basculement (angle entre B0 et le vecteur aimantation M) utilisé est généralement de 90° et 180°.

Le retour à l’état d’équilibre est nommé temps de relaxation. La relaxation se fait suivant l’axe longitudinal et transversal à B0. La relaxation longitudinale est le paramètre T1 et la relaxation transversale est le paramètre T2.

Les temps de relaxation ainsi que la fréquence du signal émis lors de son retour à l’état d’équilibre permettent de localiser l’origine du signal, la taille du tissu en cours d’analyse et de déterminer si ce tissu présente des dégradations biologiques ou s’il est sain.

Définitions : « Le temps de relaxation longitudinale, appelé T1 caractérise la repousse de l’aimantation longitudinale ML au cours du temps. Ce temps correspond au temps mis par l’aimantation ML pour revenir à sa valeur initiale après avoir été soumis à une impulsion de 90°. » [35]

0%

0 T1 2T1 3T1

t

Mz

Figure 43 : Evolution de l'aimantation longitudinal après une impulsion de 90°

Relaxation

Impulsion de 90° à l’aide d’une onde

radiofréquence

y

x

B0 M

z

M

Système excité. Mz = 0

B0

90°

z

x

y

B0 M

z

y

x

100 %

75

L’évolution de la composante Mz de l’aimantation M est décrite par l’équation :

dtT

MMdM zz

z1

0, −= (1)

Remarque : Mz,0 représente la valeur du module de la composante de l’aimantation M selon l’axe Z avant l’application de l’onde radiofréquence.

Après intégration de l’équation (1), nous obtenons l’équation suivante :

)exp1()( 10,

T

t

zz MtM−

−=

Le temps de relaxation transversal : T2 « Le temps de relaxation transversale, appelé T2 caractérise la variation de l’aimantation dans le plan transversal après une impulsion de 90°. Le temps de relaxation T2 se détermine lorsque l’aimantation transversale a subi une décroissance de 63 % de sa valeur maximale (valeur atteinte après l’impulsion de 90° lorsque le vecteur aimantation M se trouve dans le plan transversal). [35]

0%

0 T2 2T2 3T2

t

Mx

Figure 44 : Décroissance de l'aimantation principal e L’évolution de la composante Mx,y de l’aimantation M est décrite par l’équation :

dtT

MdM yx

yx2

,,

−= (3)

Après intégration de l’équation (3), nous obtenons l’équation suivante :

2exp)( 0,,T

t

xyyx MtM−

−=

Remarque : Mxy,0 représente la valeur du module de la composante de l’aimantation M dans le plan XY après l’impulsion de 90°

37 %

76

Remarque :

- Pour les milieux fluides, la valeur de T1 est supérieure à la seconde. - Pour les tissus organiques les plus complexes tels que pour le foie ou les

muscles les valeurs de T1 sont de l’ordre de quelques centaines de millisecondes.

- Les valeurs constantes de relaxation transversales T2 sont généralement inférieures à celle de T1. La constante de relaxation transversale est d’autant plus importante si le milieu présente une forte fluidité. [35]

5.2. LE SIGNAL RMN

Le signal RMN se détecte à l’aide d’une antenne réceptrice placée dans le plan perpendiculaire à B0. Le mouvement de rotation que subit le vecteur de l’aimantation transversale (lié à la constante de temps T2) induit un courant électrique dans l’antenne, qui est mesurable après amplification, c’est ce qui constitue le signal de la RMN.

Dans le cas d’un échantillon homogène, le signal recueilli se présente sous la

forme d’oscillations amorties. Ceci s’explique par le fait que l’aimantation Mx (transversale est la seule à interagir) décroît au cours du temps.

La mesure du courant induit dans la bobine permet de déterminer les

caractéristiques de la RMN, fréquence, amplitude, phase et durée. En imagerie, la détermination de la fréquence permet d’identifier l’origine du

signal (voir détails dans la partie gradient de champ magnétique). L’enveloppe du signal permet de caractériser l’aimantation M du signal RMN

dès la fin de l’impulsion. En effet après l’application de l’impulsion de 90°, celle-ci est intégralement dans le plan transversal. Le signal alors détecté par l’antenne est donc à son maximum. Il est alors possible de déterminer la concentration en noyaux d’hydrogène et les temps de relaxation longitudinale et transversale (T1 et T2). L’enveloppe du signal RMN est une exponentielle décroissante qui est directement liée à la variation de l’aimantation transversale au cours du temps.

La phase du signal correspond aux positions temporelles des minima et

maxima du signal RMN. La phase du signal nous renseigne de la position angulaire de l’aimantation après l’impulsion.

77

Les différentes caractéristiques du signal RMN sont détectées après lui avoir appliqué une « Transformée de Fourrier » qui permet le passage du domaine temporel au domaine spectral.

Le signal transformé permet alors de déterminer la fréquence du signal. L’aire du pic est proportionnelle à l’amplitude du signal (par conséquent à l’aimantation M) et la largeur à mi–hauteur est proportionnelle à la constante T2. [9], [21], [35]

Figure 45 : Signal brut et Transformée de Fourrier

5.3. L’INSTRUMENTATION L’installation permettant de réaliser de l’imagerie médicale par R.M.N est constituée de plusieurs éléments :

- l’aimant, - l’émetteur, - l’antenne de réception, - les shims, - les gradients du champ magnétique.

Figure 46 : IRM

78

5.3.1.1. L’AIMANT La fonction principale de l’aimant est de créer le champ magnétique B0 qui va permettre l’orientation des moments magnétiques des protons avant que le système ne rentre en résonance. Le champ magnétique créé doit être stable, homogène dans l’espace. [9] Il existe trois types d’aimant :

- permanent, - résistif, - supraconducteur.

L’aimant permanent : Il ne nécessite aucune source d’énergie extérieure et aucun système de refroidissement. Son inconvénient majeur est son poids (supérieur à 20 tonnes pour un champ de 0,2T) et sa difficulté à créer un champ magnétique supérieur à 0,3 T (Tesla). [9] L’aimant résistif :

- L’aimantation est créée via une bobine ou un ensemble de bobines dans lequel circule un courant électrique intense.

- Il est possible de créer un champ magnétique homogène dont l’intensité maximale peut être de l’ordre de 0,3 T.

- L’inconvénient majeur des aimants résistifs est du à sa forte consommation électrique et à la présence d’un système de refroidissement qui doit absorber la chaleur issue des bobines. [9]

L’aimant supraconducteur :

- Ce type d’aimant est basé sur la propriété supraconductrice de certains alliages. La résistivité diminue en fonction de la diminution de leur température. Il est possible de faire circuler un courant de forte intensité dans des bobines de type supraconductrices refroidies au préalable (-270°C), ce qui permet de créer un champ magnétique homogène d’une valeur comprise entre 2 et 4 T.

- L’inconvénient de l’aimant supraconducteur est la présence du système de refroidissement permettant de maintenir les bobines à de très basses températures.

- La mise en œuvre est complexe et chère. [9]

79

5.3.1.2. LES SHIMS

Malgré les prouesses technologiques lors de la construction des aimants, ces derniers ne permettent pas de créer une aimantation homogène pour tous les noyaux appartenant à une même molécule (lipides, tissus humains). Le nuage électronique qui gravite autour du noyau peut perturber localement la valeur du champ magnétique et par conséquent l’intensité locale du champ magnétique est égale à « B0.(1 – σ) » ou σ représente un coefficient d’écran. Le champ magnétique étant variable, il s’avère que la relation de Larmor s’écrit localement comme suit :

πσγ

2

).1.( 0Bf

−=

L’échantillon peut par conséquent présenter diverses fréquences de

résonance en fonction du nuage électronique qui entoure les protons. En chimie, ce phénomène est nommé déplacement chimique et permet d’identifier les substances chimiques.

La variation locale du champ magnétique est compensée par des bobines annexes à celles constituant l’aimant principal dans le cas d’un aimant résistif. Ces bobines dans lesquelles circulent un courant créent un champ magnétique auxiliaire qui compose la variation locale de l’aimantation B0 par rapport aux trois axes de l’espace X, Y et Z. [34]

5.3.1.3. LES GRADIENTS DE CHAMP MAGNETIQUE

Les bobines appelées « gradients de champ magnétique » ont comme objectif d’établir un lien entre le signal émis par l’échantillon et sa localisation spatiale. Les gradients de champs magnétiques sont également des bobines dans lesquelles circule un courant électrique. Celui-ci génère un champ magnétique B’ qui vient s’additionner au champ magnétique principal. La particuliarité de l’intensité de ce champ magnétique est de varier linéairement en fonction d’une direction X,Y ou Z. D’après la relation de Larmor, nous savons que le phénomène de résonance magnétique a lieu pour une fréquence et un champ magnétique donnés. Il est nécessaire de discrétiser l’espace du champ magnétique B0 dans lequel se trouve l’échantillon afin que l’on puisse sélectionner les zones à observer. [9], [34]

80

Soit B0 le champ magnétique uniforme dans lequel est immergé l’échantillon,

c’est un champ uniforme en tout point de l’espace.

Soit un gradient uniforme dans la direction X : x

Bg

∂∂

= 0

La relation de Larmor prenant en compte le coefficient d’écran du nuage électronique s’écrit :

πσγ

2

).1.( 0Bf

−=

Sachant que B0 varie linéairement dans l’espace par l’ajout du gradient, la

nouvelle écriture de la relation de Larmor s’écrit alors :

πσγ

2

)).(1.( 0 gXBf

+−=

L’expression précédente nous montre le lien entre la position dans l’échantillon et la fréquence de résonance des spins. [9], [34]

L’image est obtenue en trois dimensions : X, Y et Z. Un élément de cet espace est appelé voxel en imagerie. Pour permettre la caractérisation complète de l’image dans les trois axes et pour chaque voxel de l’image, les systèmes d’imagerie possèdent trois gradient X, Y et Z. Chaque gradient est appliqué successivement afin d’éviter le phénomène de superposition. [9], [34]

Figure 47 : Mise en oeuvre du gradient selon la dir ection X

+

x

B

x

gx

=

x

B0 + gx

81

5.3.1.4. L’ANTENNE

L’antenne est de même type que l’émetteur, elle permet de recueillir les signaux de la RMN après excitation du système. Il existe deux types d’antennes :

- antenne de volume, - antenne de surface.

Les antennes de volume :

Elles peuvent jouer à la fois le rôle d’émetteur et de récepteur. Leur forme est cylindrique, elles englobent la région à analyser. Tel est le cas pour l’antenne corps des IRM qui est directement intégrée dans l’aimant. L’inconvénient majeur de ce type d’antenne est le rapport signal / bruit qui est très petit. En effet, le bruit détecté par une antenne augmente avec la dimension de l’antenne. De plus, le signal RMN diminue lorsque la distance entre l’antenne et l’organe à analyser augmente. [9] Les antennes de surfaces :

Elles ont été mises en œuvre pour s’affranchir des inconvénients liés aux antennes de volume, elles ne font que de la réception de signal. Elles sont couplées avec une antenne de volume qui joue le rôle d’émetteur.

Les antennes de surface peuvent se présenter sous différentes formes : planes, circulaires. Des antennes spécifiques pour l’exploration du poignet ou de l’épaule existent. L’avantage de ce type d’antennes est d’avoir un rapport signal / bruit très important lorsque des explorations sont réalisées au voisinage de l’antenne. Il est possible de placer ces antennes dans régions très proches du patient. [9] 5.3.1.5. SYSTEME D’ACQUISITION DE DONNEES

Le signal RMN ne peut être recueilli qu’après avoir arrêté la séquence d’excitation avec l’émetteur. Le signal d’excitation étant largement supérieur au signal issu de la RMN, il faut amplifier ce dernier afin de s’affranchir du bruit parasite. Le signal recueilli est converti en signal numérique via un convertisseur analogique/numérique. Pour s’affranchir de l’ensemble des bruits parasites de la chaîne d’acquisition (émetteur, antenne), il est nécessaire d’améliorer le rapport entre le signal et le bruit. Pour cela, le système d’acquisition procède à plusieurs acquisitions successives (3 ou 4), un moyennage des signaux est réalisé. Cette procédure permet ainsi de diminuer le rapport entre le bruit et le signal d’un facteur : n , n étant le nombre d’acquisitions successives. [9]

82

5.3.1.6. L’IMAGERIE Rappel : les gradients de champ magnétique permettent de coder l’espace en fréquences. Chaque voxel (partie élémentaire d’une image) correspond à une fréquence de résonance spécifique (somme des trois gradients de champ magnétique X, Y et Z). L’imagerie par transformation de Fourier à deux dimensions :

Cette technique d’imagerie se réalise en plusieurs étapes. La première étape consiste à sélectionner la coupe, il s’agit d’isoler le signal RMN issu de l’organe ou du tissu organique à analyser. Il s’agit d’appliquer pendant l’impulsion de 90° un des trois gradients de champ magnétique (Gs). Le plan de coupe sélectionné est alors perpendiculaire à la direction du gradient qui est appliqué. Si nous appliquons le gradient de direction x, le plan de coupe est YZ. Pour le gradient de direction y, le plan de coupe est XZ et pour le gradient Z, le plan de coupe est donc XY.

L’épaisseur est inversement proportionnelle à l’intensité du gradient qui est appliquée (Gs). Il s’agit ensuite de localiser le signal dans le plan de coupe si le gradient X est appliqué, on détermine ensuite le signal dans les directions Y et Z.

Pour cela, il faut appliquer un second gradient de champ magnétique durant la phase d’acquisition du signal. Ce dernier est perpendiculaire au gradient GS, il est noté Gf. Dans autre exemple, Gs = gradient X d’où Gs = gradient Y. Les protons se localisant dans le plan de coupe, sur une ligne perpendiculaire à la direction Gf ont alors la même fréquence de résonance. La seconde dimension du plan de coupe est codée non plus par la fréquence du signal mais par la phase. Il s’agit d’appliquer un gradient Gp (gradient Z dans notre exemple) et de recueillir le signal RMN.

Pour obtenir les données nécessaires à la construction d’une image, il s’agit de répéter la séquence d’application des gradients Gs et Gf N fois. Au terme de l’acquisition, le système renseigne une matrice de signaux qui, après traitement à l’aide de la transformée de Fourier, crée une image 2D. [9]

83

6. RISQUES POUR L’HOMME

85

Les différentes techniques d’imagerie médicale présentées dans cette étude

permettent d’obtenir des diagnostics précis : préalablement à toute intervention chirurgicale, ces renseignements s’avèrent indispensables pour optimiser les temps d’anesthésie et de jauger des risques. Mais qu’en est-il de l’impact de ces outils d’imagerie sur l’organisme humain ? L’imagerie médicale permet aujourd’hui d’effectuer des dépistages précoces de certaines maladies, mais sont-il vraiment pertinents ?

6.1. LA RADIOLOGIE ET L’IMAGERIE NUCLEAIRE

6.1.1. INTRODUCTION

De nombreuses techniques utilisent la radioactivité pour créer une image des tissus observés. L’impact de cette radioactivité sur l’homme se mesure en Sievert, la dose moyenne due à la radioactivité naturelle est d’environ 2,4mSv/an pour un français.

Pour la radioactivité artificielle, la dose maximale est fixée à 1 mSv/an pour un individu et à 20mSv/an pour un travailleur en milieu nucléaire. En fonction de la quantité de radiations reçues et de la durée d’exposition, deux effets peuvent apparaître :

- Effets déterministes : ils apparaissent de façon certaine suite à une irradiation courte dans le temps mais avec des valeurs d’irradiation importantes, supérieures à 0,5 Sv. L’exposition peut être locale ou appliquée à l’organisme entier. [36]

- Effets stochastiques : ils concernent des faibles doses dispersées sur plusieurs années, leur probabilité d’occurrence augmente en fonction de la dose reçue. Il n’existe pas de dose seuil à partir de laquelle ces effets apparaissent, ni de relation entre la dose reçue et la gravité des effets. Ces doses provoquent la mutation des cellules. Les maladies qui se déclarent sont le plus souvent des cancers, quelques dizaines d’années après l’intégration des doses de radioactivité. [37]

Figure 48 : Effets déterministes et probabilistes

86

6.1.2. RISQUES LIES A L’IRRADIATION POUR LE PATIENT

Afin de comprendre les risques éventuellement engendrés par l’imagerie médicale il convient de connaître les doses délivrées par chacune des techniques. [38]

Type d’examen Radiographie conventionnelle Scanner Scintigraphie TEP

Dose absorbée

0,020mSv pour une radio dentaire.

0,2mSv pour une radio du thorax. 0,83 pour une

radio du bassin.

7mSV pour un scanner standard

4mSv pour scintigraphie

osseuse corps entier.

37mSv pour une scintigraphie du

cœur.

9mSv pour un examen

standard.

Nous pouvons remarquer que la dose maximale de 1mSv pour un individu est

rapidement atteinte par un examen classique de radiographie standard, et même largement dépassé pour un scanner ou une TEP. La dose de 37 mSv pour une scintigraphie du cœur est même très forte et les spécialistes estiment aujourd’hui qu’une personne sur 500 développe un cancer suite à ce type d’examen. Cependant, un tel risque mérite d’être pris pour diagnostiquer une maladie grave et éviter le décès de la personne. [38]

Même si un parallèle peut être fait entre l’imagerie nucléaire et la radiologie conventionnelle, les doses ne sont pas délivrées de la même manière. Dans le cas de la radiologie, l’irradiation est localisée et connue. Cette irradiation ne concerne que le patient et s’arrête après l’examen. La quantité de rayons reçue par l’organe est facile à évaluer.

Dans le cas de la scintigraphie, l’élément radioactif, injecté dans le corps du patient, diffuse puis se fixe sur des organes cibles. L’irradiation se poursuit après l’examen, la dose reçue n’est donc pas facile à évaluer. L’entourage du patient est alors un paramètre à prendre en compte, d’autant plus si le patient est un enfant. [39]

6.1.3. SUIVI MEDICAL DU PATIENT

Il n’existe pas aujourd’hui de suivi des doses radiologiques reçues par les patients (la carte vitale se limite au type d’examen et à la date). La dose reçue lors de l’examen est inscrite sur le cliché.[40]

La création d’une base de données permettrait d’assurer le suivi radiologique de chaque patient. De plus, le médecin pourrait orienter son choix d’examen en fonction des doses précédemment reçues. Il serait également envisageable, à partir de cette base de données, de réaliser des études épidémiologiques et statistiques sur la population examinée.

87

6.1.4. LES RISQUES POUR LE PERSONNEL

De même que les intervenants dans les installations nucléaires de bases, les doses reçues par le personnel effectuant les examens radiologiques font l’objet d’un suivi. Le dosimètre individuel, qui est changé tous les mois, permet de connaître par lecture la dose reçue. Lors des prises de vues, le technicien doit respecter certaines consignes de sécurité afin de se protéger des rayons (il se place derrière un écran). Lors des radiographies réalisées sur un patient alité, le technicien doit porter un tablier de plomb et un dosimètre opérationnel donnant la dose reçue en temps réel.

Enfin les techniciens sont suivis annuellement par un bilan sanguin. Afin que la dose reçue soit la plus faible possible (principe ALARA) il est nécessaire que les manipulateurs radiologiques suivent une formation. Ces formations prennent en compte les aspects techniques mais également sécurité. [40]

6.1.5. L’ASSURANCE QUALITE AU SERVICE DE LE SECURITE 6.1.5.1. POUR LA RADIOLOGIE

Aujourd’hui l’ASN (Autorité de Sûreté Nucléaire) et l’AFSSAPS (Agence Française de Sécurité Sanitaire des Produits de Santé) collaborent pour faire appliquer le code de santé publique. Ces dispositions visent concernent la mise en place d’une politique de prévention des risques destinée à protéger les patients : prévention, analyse des incidents, prise en compte de l’aspect organisationnel, formations des manipulateurs. [41]

Le cadre réglementaire impose à l’exploitant de réaliser la maintenance de ses installations, ainsi que des contrôles qualité. L’exploitant doit mettre en œuvre une organisation permettant de respecter ces exigences / dispositions. Il doit consigner tous les incidents et les actions correctives mises en œuvre. Il doit être capable de faire évoluer les règles de contrôle et de maintenance.

En terme de maintenance, l’exploitant à obligation de résultat et doit pouvoir justifier de sa bonne réalisation.

Pour les contrôles qualité, l’exploitant doit réaliser des contrôles internes et se soumettre au contrôle externe, effectué par un organisme agrée par l’AFSSAPS, comme défini par le décret 2001-1154. L’AFSSAPS fixe la nature des opérations de contrôle à mettre en œuvre pour assurer le maintien des performances, la périodicité des contrôles, les contrôles suites à des opérations de maintenance, les critères d’acceptabilité, les recommandations d’utilisation. [41]

88

6.1.5.2. POUR LA MEDECINE NUCLEAIRE

Le code de la santé publique établit les responsabilités, et définit les contraintes à respecter. Chaque administration doit faire l’objet d’une étude qualitative et quantitative pour s’assurer de la pertinence du produit utilisé au regard des recherches effectuées, du bénéfice par rapport à l’irradiation engendrée. Chaque dose de produit doit être nominative avec le nom du produit et sa dose exprimée en Becquerel. Ces informations permettent de s’assurer de l’identité du malade au moment de l’injection et de la correspondance avec l’ordonnance. Enfin, le radio pharmacien doit suivre tout au long de son activité des formations pour assurer la radioprotection des patients. [42]

Les manipulateurs radio bénéficient d’un suivi particulier, mais les patients qui sont les plus exposés n’ont aucun suivi. Les doses engendrées par les examens sont inférieures aux doses provoquant les effets déterministes. Toutefois, les effets des examens radiologiques ou nucléaires sur l’organisme ne sont pas négligeables sur la santé (contrairement aux idées reçues). Selon les dernières études, la dose efficace reçue est en moyenne de 0,83mSv. Cette valeur est très proche d’ 1mSv, dose maximale de radioactivité artificielle autorisée pour le public. Ces doses engendreront des effets stochastiques. L’ensemble des moyens de diagnostic doit donc faire l’objet d’une réflexion de la part du corps médical sur le bien fondé et la pertinence des différents examens d’imagerie médicale au moment de la prescription. [43]

6.2. L’ECOGRAPHIE

Les effets biologiques des ultrasons n’apparaissent qu’à partir d’intensités de l’ordre de 0,5 à 4W/cm². Ces effets peuvent être de diverses natures :

- chimiques (oxydation), - mécaniques (cavitation qui entraîne des dissociations moléculaires) - thermiques (à l’origine d’oedèmes).

Or dans le domaine médical les intensités mises en jeu sont bien inférieures :

de l’ordre de 0,002 à 0,02 W/cm². Cette technique ne présente de risque pour l’homme.

L’échographie est donc un moyen de diagnostic qui peut être utilisé de façon fréquente chez le patient. [12], [44],

89

6.3. L’IRM Les risques sont répartis en deux catégories : Ceux liés au malade : effectivement le malade peut lui-même être source de risques. Le port d’objets ferromagnétiques intracorporels tels qu’un pacemaker est très dangereux et peut entraîner la mort. On parlera alors de contre-indications. Ceux liés à la machine : de part son fonctionnement, certaines pièces peuvent être portées à haute température et entraîner des brûlures. Toutefois, ce risque peut être facilement écarté. Le champ magnétique oscillant à une fréquence comprise entre 4MHz et 170MHz peut provoquer l’échauffement d’une partie du corps. Les constructeurs doivent donc respecter un maximum de 0,4W/Kg de chaleur dans l’organisme. [45]

6.4. SYNTHESE

Sources du tableau : [40] , [46]

Les techniques d’imagerie sont nombreuses mais ont des apports différents, et peuvent donc exister simultanément. La radiographie conventionnelle est en train de subir quelques modifications. La numérisation des données remplace petit à petit les films photographiques, et la sensibilité des capteurs permet de diminuer les doses sur les patients. [40] Le développement des détecteurs fait aujourd’hui du scanner X un outil très utilisé.

La scintigraphie ou plus généralement la TEP gagne du terrain sur le diagnostic fonctionnel des organes (+ 20% par an) et le développement de cette technique est conditionné essentiellement par la découverte de nouveaux traceurs. [43]

L’échographie est en passe de devenir l’outil essentiel du médecin traitant à l’image du stéthoscope. Les progrès du traitement du signal sur les échographes portables associés à d’excellentes connaissances de la construction de l’image de la part des praticiens feront de l’échographe un élément important dans le diagnostic. [44]

90

Quant à la RMN, tous les spécialistes sont d’accord pour augmenter la

puissance des aimants pour faire progresser cette technique avec le respect du patient bien évidemment. [44]

Mais toutes ces techniques supposent une formation initiale et continue des manipulateurs et des médecins afin d’en bénéficier au maximum. Mais les praticiens ne doivent pas exercer dans leur intérêt mais bien dans celui du patient. Celui-ci doit donc faire l’objet d’un accompagnement spécifique, en lui expliquant les enjeux de l’examen, sa finalité, son bénéfice. [42]

L’évolution de l’imagerie est aujourd’hui portée par l’évolution de la médecine. L’imagerie 3D permet de préparer des interventions complexes, en s’attachant à ne pas endommager les tissus sains. Ainsi, les patients subissent le minimum nécessaire à l’intervention pour diminuer les effets secondaires. Elle permet l’enseignement aux étudiants grâce au monde virtuel 3D et aux technologies recréant simultanément les contraintes mécaniques des divers organes. L’imagerie ouvre de nouvelles voies pour les interventions chirurgicales. Le chirurgien peut, via l’imagerie, « apprendre » à un robot un geste délicat ou trop complexe pour être réaliser dans d’excellentes conditions sur le patient. [44]

L’évolution de l’imagerie est conditionnée par l’augmentation de la puissance des calculateurs. Effectivement, le traitement de l’image temps réel associé à des capteurs de plus en plus sensibles et donc fournissant plus de données, nécessite des puissances de calcul importantes.

Les techniques d’imageries que nous avons étudiées n’ont pas fini de nous surprendre. On assiste aujourd’hui à l’expansion des techniques thérapeutiques, inspirées en grande partie de celles de l’imagerie.

Actuellement pour les mammographies, il existe des logiciels d’aide au diagnostic. Ces technologies innovantes effectueront le diagnostic tout en croisant les antécédents, les examens effectués, l’état physique du patient du moment. Le médecin deviendra alors l’approbateur du pré-diagnostic effectué. [44]

91

7. NOUVELLES TECHNOLOGIES

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7.1. PRESENTATION La lumière traverse les tissus humains : cela constitue un constat simple, qui a

été utilisé dès le début de l’exploration du corps. En effet, une source de lumière disposée contre une main permet d’observer par transparence quelques détails. Partant de ces faits, de nouvelles voies pour l’exploration des tissus de l’homme apparaissent. La lumière, ou les photons, dans le domaine de l’imagerie médicale sont utilisés de trois manières :

- recueil des photons ayant traversé les tissus (la transillumination), - excitation des molécules puis recueil des photons émis lors du retour à

l’état « repos » : la fluorescence, - la tomographie par cohérence optique (OCT).

Ces techniques possèdent un atout non négligeable : l’absence d’effet sur la

santé contrairement aux rayons X par exemple. [47]

7.2. LA TRANSSILLUMINATION

Une source de lumière disposée contre un corps permet d’observer celui-ci par transparence. Notons que la lumière visible du côté opposé à la source est de couleur rouge, seule longueur d’onde à ne pas être absorbée. La technique de transillumination utilise le rayonnement rouge et proche infrarouge : de 600nm à 1300nm. Ce domaine correspond à l’absorption minimale des tissus biologiques. Cette technique a pu être développée avec la maîtrise des lasers à impulsions de très courte durée. [46], [47]

Lorsqu’un photon est envoyé sur un tissu, il existe 3 possibilités de réaction :

- le photon traverse le tissus sans aucune intéraction, ce sont les photons dits « balistiques ».

- le photon est légèrement dévié, il est dit serpentile. - le photon subit de nombreuses interactions, il est dit diffusé.

Source du schéma : [46]

94

Les photons balistiques sont les moins nombreux, et leur quantité diminue exponentiellement avec l’épaisseur de tissus traversés. Après 1cm de tissu traversé, la transmission n’est plus que de 10-45. [35]

Les photons serpentiles possèdent un décalage spatial faible, contrairement aux photons diffusés qui sortent des tissus avec un positionnement aléatoire.

Afin de constituer une image, il convient de sélectionner les différents photons. Les photons balistiques permettraient de réaliser des images nettes mais sont en trop faible quantité puisque leur nombre diminue exponentiellement avec l’épaisseur.

La prise en compte des autres photons est donc nécessaire mais plus la sélection sera large, plus l’image sera floue. Ce type d’imagerie est donc limité par l’épaisseur des tissus explorés. L’application la plus récente est la mammographie en considérant 5cm de tissus. [47]

La mesure peut être réalisée en prenant en compte le temps de parcours des photons. Les photons balistiques mettront moins de temps à traverser l’organe que les diffus. Si une tumeur existe, alors elle absorbera plus de photons, se traduisant sur l’image par une zone sombre. En « fenêtrant » le capteur, nous sommes alors capables de sélectionner les photons dans le temps. Sachant que l’idéal est de ne sélectionner que les photons balistiques, mais ils nécessitent des temps d’ouverture de fenêtre très courts (environ 170ps). [47]

Bien sûr, plus la fenêtre sera ouverte longtemps, plus le contraste sera faible et l’image de mauvaise qualité. La qualité de l’image et donc la pertinence de l’examen dépendent essentiellement de la capacité à réaliser des obturateurs rapides (de l’ordre de 250ps) et de générer des impulsions très courtes. [47]

7.3. IMAGERIE DE FLUORESCENCE

Cette technique consiste à exciter les molécules puis à « récupérer » les photons émis lors du retour de ces molécules à leur niveau d’énergie fondamental (non existées).

Les différents tissus doivent émettre une fluorescence pour détecter des cellules cancéreuses. Si ce n’est pas le cas ou si la fluorescence est trop faible, alors des produits ayant une affinité pour les tumeurs et fluorescents peuvent être injectés au patient.

Après l’émission des molécules, il convient d’effectuer une discrimination spectrale à l’aide de filtre pour ne conserver que les pics intéressants. Ceci permettra d’établir une image des cellules cancéreuses (A).

L’image peut également être construite en observant le temps mis à l’émission de la fluorescence pour s’éteindre. Ce paramètre est caractéristique des diverses cellules (B). [47]

Figure 49 : Détection du signal de fluorescence

95

7.4. TOMOGRAPHIE PAR COHERENCE OPTIQUE Cette technique utilise le principe de l’interféromètre de Michelson. Une partie

de l’onde est rétro diffusée par l’échantillon et vient interférer avec l’onde de référence.

Figure 50 : Interféromètre de Michelson Source du schéma : [48]

Le traitement informatique suite à cette interférence permet d’obtenir des images avec une résolution axiale de 20µm et une résolution latérale de 4µm sur une profondeur de 2mm. Avec des impulsions au niveau de la lumière de l’ordre de la fentoseconde, la résolution peut aller jusqu’à 1µm soit la visualisation du noyau des cellules.[47]

Cette imagerie est utilisée principalement en ophtalmologie en particulier pour déceler une dégénérescence de la macula (point où l’acuité visuelle est maximale) : déformation de l’image, image avec point noir. [47]

7.5. SYNTHESE

Ces techniques sont apparues dans les années 90 et n’en sont qu’à leurs balbutiements. Nous l’avons soulevé précédemment, l’évolution de l’imagerie optique est largement soumise à la capacité de produire des impulsions de lumière très brèves ainsi que des systèmes d’obturateurs très rapides.

La transillumination est déjà utilisée pour les mammographies et donne des résultats du même ordre que les techniques classiques (aux rayons X).

L’ophtalmologie quant à elle utilise déjà depuis quelques années avec succès la tomographie par cohérence optique ainsi que la fluorescence.

Ces techniques sont novatrices car inoffensives pour l’homme ; pour l’instant elles permettent d’observer du noyau de la cellule jusqu’à l’observation du sein, mais elles sont jeunes et attendent les évolutions techniques pour gagner du terrain sur le domaine médical.

97

CONCLUSION

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L’étude bibliographique que nous avons menée, nous a permis d’établir un état de l’art au sujet des techniques d’imagerie médicale actuelles ainsi que les risques qu’elles peuvent engendrer pour les patients.

Il est important de retenir que ces technologies qui ont été développées et qui vont être développées dans le futur sont étroitement liées à des phénomènes physiques. Tel est le cas de l’IRM dont le fonctionnement est régit par les propriétés magnétiques de la matière ou encore de la radiographie par rayons X dont le fonctionnement est régit par l’absorption des rayons X par les tissus de l’organisme.

Les différentes méthodes d’imagerie que nous avons présentées sont toutes alliées à des calculateurs très puissants, ce qui permet de réaliser des investigations cliniques qui peuvent s’étendre de l’observation de la croissance du fœtus par échographie à la recherche de tumeur dans le cerveau à l’aide de l’IRM. Le développement des outils informatiques a fortement contribué à l’amélioration de la qualité des différentes techniques d’imagerie.

Néanmoins, ces différentes techniques d’imagerie peuvent présenter des risques à la fois pour le patient et pour le personnel soignant. Tel est le cas du scanner qui peut engendrer un risque minime de cancer chez le patient. Ce type de risque est occulté au profit de la guérison du malade. Le personnel soignant peut être exposé à des risques. L’Autorité de Sûreté Nucléaire veille au respect des normes tant sur le plan technique des installations que sur le plan de la réglementation à appliquer par les professionnels de la santé.

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