CHAPITRE - trongton.free.frtrongton.free.fr/memoire/pdf/Ch1 - La Tomographie Medicale.pdf · 12 Chapitre 1. LA TOMOGRAPHIE MÉDICALE naître un nuage d’électrons. En faisant varier

Dans ce chapitre, nous allons aborder en bref l’histoire et l’évolution de la Tomographie dans son développement depuis des années 1970. Depuis la découverte du rayonnement X par le physicien allemand Wilhelm Conrad Rontgen en 1895, la technologie de la Tomographie a fait une évolution merveilleuse dans le domaine d’Imagerie médicale. Ensuite, nous présentons les matériels et ainsi les logiciels du système d’imagerie médicale les plus modernes comme : la radiographie à rayon X numérique, le CT scanner et IRM (Imagerie par Résonance Magnétique). Nous présentons leurs fonctions, les images générées par ces machines, le modèle de technique utilisé ... Une petite légende autour de la transformation de Radon est ainsi présentée dans ce chapitre.

CHAPITRE

LA TOMOGRAPHIE MEDICALE

8 Chapitre 1. LA TOMOGRAPHIE MÉDICALE

1. Introduction

La Tomographie assistée par ordinateur (TAO)1 ou Tomodensitométrie (TDM) en

médecine est une technique d’acquisition et d’analyse d’images médicales numériques.

Dans cette technique, un ordinateur collecte un grand nombre de données (valeurs

d’atténuation), sur une région déterminée de l’organisme, ce qui permet d’évaluer les

relations spatiales des structures absorbantes les rayons X à l’intérieur de celle-ci. Avec

l’aide d’un programme informatique, il est possible d’améliorer la qualité de l’image

obtenue, d’identifier les structures internes, de quantifier les variations de densité, de

localiser la présence de défauts. Un système de l’imagerie médicale fournit ainsi une

présentation virtuelle de la réalité comme : reformation en 3D, simulation de la diffusion

et de la perfusion du poumon, observation du rythme du cœur …

Le mot Tomographie est l’origine d’un mot du grec : « tomos » = tranche. C’est une

technique qui utilise des rayonnements pénétrants comme les rayonnements X, gamma ou

certaines ondes électromagnétiques ou acoustiques (comme ultrasonore d’échographie).

Par combinaison d’un ensemble de mesures et grâce à des calculs mathématiques de la

reconstruction, la Tomographie permet de voir sur l’écran l’organisme intérieur du corps

humain, selon un ou plusieurs plans de coupe. Alors qu’auparavant on y avait accès soit

par l’imagination, en interprétant les mesures du sang ou d’urine, ou soit par

l’observation, en découpant matériellement les objets. Dans le cas d’imagerie médicale,

une observation directe nécessite une intervention chirurgicale. Avec la Tomographie, on

a un outil formidable pour découvrir sans détruire les structures du corps, leur

organisation et leur fonction dans l’espace et dans le temps. L’utilisateur pourra alors

bénéficier de l’assistance des logiciels de traitement, d’analyse et de visualisation des

images numériques.

Au cours des 30 dernières années, les développements dans les techniques d’imagerie

médicale ont conduit à des changements révolutionnaires dans la pratique de la médecine.

L’imagerie est, en effet, au cœur du processus de diagnostic, en facilitant notamment un

diagnostic précoce, mais elle est également importante pour l’établissement et le suivi du

traitement. Elle constitue, en outre, un outil pour la recherche tant clinique que

fondamentale.

Au fil du temps, l’imagerie médicale est devenue un travail d’équipe. Un système

d’imagerie médicale rassemble plusieurs composants technologiques. Son développement 1 Computed Tomography (CT) trongton© 2004

LA TRANSFORMATION DE RADON ET SON APPLICATION … 9

requiert la participation des utilisateurs finaux comme les médecins, les physiciens, les

biologistes pour spécifier les besoins ; les ingénieurs, les chercheurs, les informaticiens

pour mettre au point les nouvelles techniques et enfin les entreprises industrielles pour

réaliser et commercialiser ces systèmes.

Aujourd’hui, il existe plusieurs types de système d’imagerie médicale et leurs

applications dépendent de la spécialité du traitement de maladie ou de fonction de

l’organisme du corps ou du besoin des médecins. Dans ce mémoire, nous voulons

proposer un modèle de classification de ces systèmes. Initialement, ce sont des systèmes

de l’imagerie médicale morphologique comme la Tomographie X médicale (ou CT

scanner), l’Imagerie par Magnétique Résonance (IRM). Dans la deuxième branche, ce

sont des systèmes de l’imagerie médicale fonctionnelle comme la gamma-caméra

(SPECT1), la Tomographie par émission de positons (TEP), la Tomographie cérébrale par

NMR 2…

Dans ce chapitre, nous allons étudier trois exemplaires, du plus simple au plus

complexe, du plus ancien au plus récent, du système d’imagerie médicale : la

Radiographie à rayon X, la Tomographie X médicale (ou CT scanner) et l’Imagerie par

Magnétique Résonance (IRM).

2. La Radiographie à rayon X

2.1. Introduction La radiographie à rayon X a vu le jour grâce à la découverte des rayons X par le

physicien allemand Wilhelm Conrad Ronghen en novembre 1895 (Ronghen a reçu le

premier prix Nobel de physique pour ses travaux). Cette découverte fut, en effet, très

rapidement suivie par la première application clinique qui eut lieu dès janvier 1896.

En 1913, Coolidge inventa le tube générateur de rayon X, ce qui conduit au rapide

développement de la radiographie par rayon X avec utilisation de plaques

photographiques. Cette technique est très utile pour visualiser les structures osseuses et

les masses anormalement denses qui absorbent particulièrement les rayons X (Fig. 2-1).

Cependant elle ne fournit qu’une image en projection et ne permet donc pas la

visualisation en profondeur dans la direction d’observation.

1 SPECT : Single Photo Emission Computed Tomography 2 NMR : Nuclear Magnetic Resonance trongton© 2004


Figure 2-1 Radiographie du crâne (Microsoft Encyclopédie Encarta 2002).

Aujourd’hui, la Radiographie à rayon X traditionnelle a fait une évolution avec la

digitalisée de l’image d’acquisition. Cette méthode permet de manipuler et de

sauvegarder plus facilement les images dans des équipements informatiques comme le

disque magnétique ou le disque optique. Cependant, la Radiographie à rayon X

traditionnelle a dominé plus de 70% de département de radiologie du monde entier

[Merrill1999] et joue un rôle important dans la qualité des soins médicaux depuis plus de

100 ans.

2.2. Principe de la technique Le corps humain est de lui-même assez peu efficace comme composante active de

l’imagerie. Ses émissions naturelles, telles que les infrarouges, les potentiels électriques

de surface ou l’énergie acoustique liée au mouvement de l’air dans les poumons, sont trop

faibles pour pouvoir en tirer des images des structures internes. Il faut donc recourir à des

sondes externes ou à des émissions internes artificielles. Par cette raison la radiographie

utilise des ondes courtes entre 1018 Hz – 1020 Hz (environ 3x10-10 m), notamment le

rayonnement X.

Les propriétés principales de rayon X sont :

• Les rayons X sont absorbés par la matière; leur absorption est fonction de la

masse atomique des atomes absorbants.

• Les rayons X sont diffusés par la matière; c'est le rayonnement secondaire ou

rayonnement de fluorescence.

• Les rayons X impressionnent la plaque photographique.

• Les rayons X déchargent les corps chargés électriquement.

La technique d’imagerie par Radiographie à rayon X est basée sur la physique des

interactions entre l’énergie (la sonde) et la matière (le tissu biologique qu’on veut

trongton© 2004


imager). On utilise une source d’émission de rayon X, un système de collimation et un

récepteur pour enregistrer des informations d’atténuation d’énergie (Fig. 2-2).

Figure 2-2 Un système de radiographie à rayon X conventionnelle.

Figure 2-3 Ce diagramme illustre comment fonctionne t-il un système de la radiographie X

Le tube d’émission de rayon X se compose par la cathode et l’anode (Fig. 2-4).

Figure 2-4 Dispositif expérimental de production des rayons X.

• La cathode se constitue d’un filament de tungstène qui est chauffé par un courant

(de 40 à 140 kilovolts). Aux environs de 2500oC, l’échauffement du filament fait

trongton© 2004


naître un nuage d’électrons. En faisant varier le courant dans le filament on

contrôle le nombre d’électrons émis par unité de temps dont dépend directement

l’émission de photons X [Monn2002].

• L’anode est la cible qui va arrêter le faisceau d’électrons et produire des rayons

X. Le rendement est déplorable, en effet 99% de l’énergie est perdue sous forme

de chaleur et seul 1% sert à la production de rayons X [Monn2002].

Le récepteur de l’image est un film qui reçoit l’énergie de rayon X et forme de

l’image du corps humain. Dans la radiographie diagnostique, il existe 3 types principaux

des récepteurs de l’image [Merrill1999] :

• La cassette avec le film : C’est le film conventionnel d’un système de

radiographique depuis son premier jour au service. D’abord, il faut avoir une

chambre noire pour développer le cliché de ce type de film. En suite, on peut voir

l’image de ce film grâce à un illuminateur.

• La cassette avec le phosphore plaque : L’image est « mémorisée » dans un

phosphore plaque. Puis, un lecteur de la cassette va développer cette phosphore

plaque pour obtenir de l’image. Cette technique n’exige pas une chambre noire et

le temps pour développer un film et plus rapide. De plus, l’image peut transformer

au format numérique pour transférer à l’ordinateur et présenter à l’écran d’un

moniteur.

• L’écran de fluoroscopique : Le rayon X frappe directement sur un écran de

fluoroscopique où l’image d’une partie du corps a été formée. Et puis, l’image est

transmise à la télévision de manipulateur par une caméra. Le point fort de ce type

est de permettre la manipulation de l’image d’acquisition en temps réel.

2.3. Un système de radiographie à rayon X numérique 1 La Radiographie à rayon X a été digitalisée pour bénéficier de la puissance et la

rapidité de développement de technologie de l’informatique. Tandis que la plupart des

facteurs dans un système de Radiographie conventionnelle tels la machine de

radiographie, les techniques de manipulation du patient … ne changent pas beaucoup

dans le nouveau système, la technique d’acquisition de l’image a été numérisée grâce à un

phosphore plaque au lieu d’un cliché traditionnel. On va observer ensuite le système

Centricity SP 1001 fabriqué par GE Medical installant au FV Hôpital de Ho Chi Minh

ville.

1 Computed Radiography (CR) trongton© 2004


Ce système comprend 5 components principaux : une machine de radiographie, des

cassettes, une lecture de la cassette, un système de console de traitement et un imprimeur

du film laser.

2.3.1. Machine de radiographie

Figure 2-5 Une machine de la radiographie numérique de GE Medical (Imagerie/FV Hôpital)

Cette machine fonctionne comme un tube d’émission du rayonnement X. En

appliquant plusieurs nouvelles technologies et le matériel d’émission, on a optimisé

notamment la dose d’irradiation dans un examen pour chaque patient. Les manipulateurs

peuvent contrôler facilement l’intensité (de 10 à 800 mA) et la différence potentielle

d’électrique (de 40 kV à 140 kV) pour déterminer essentiellement la qualité mais aussi la

quantité du faisceau de rayon X. Elle permet ainsi des techniciens de localiser une région

d’intérêt ou de préparer la position du patient pour obtenir une bonne image.

En effet, la machine de radiographie devient maintenant plus efficace et a moins

d’effets secondaires sur le corps humain.

2.3.2. Cassette avec le phosphore plaque

Pareil au film conventionnel, la cassette sert à acquérir une partie de rayonnement X

passant du patient. Cette cassette contient à l’intérieur une couche qui s’appelle le

phosphore plaque ce qui joue un rôle très important pour former l’image. L’image plaque

trongton© 2004

14 Chapitre 1. LA TOMOGRAPHIE MÉDICALE est protégée grâce à une couverture en plastique (Fig. 2-6). La taille de la cassette varie de

15x30cm à 43x35cm d’après une norme internationale en médecine.

est protégée grâce à une couverture en plastique (Fig. 2-6). La taille de la cassette varie de

15x30cm à 43x35cm d’après une norme internationale en médecine.

Figure 2-6 Une radiographie cassette avec le phosphore plaque changeable (Imagerie/FV Hôpital)

L’image phosphore plaque a une structure très complexe et se compose de plusieurs

couches [Merrill1999 p.310] comme : couche de protection, couche de phosphore, couche

de réflexion, couche de support et couche d’identification (Fig. 2-7).

Couche de protection

Couche de phosphore BaFx : Cristal Eu2+

Couche de réflexion

Couche de support

Couche en arrière Couche d’identification

Figure 2-7 La structure d’une image phosphore plaque

Le rayon X frappe directement à la couche de phosphore et conduite le cristal BaFx

changer à nouvel semi-stable état. La distribution de ces cristaux forme une latente

image. La couche de réflexion empêche les effets inattendus de la lumière ou du laser.

Puis, la couche de support protège la couche de phosphore contre des chocs externes.

Finalement, la couche d’indentification fournit un mécanisme pour associer chaque image

plaque avec des informations d’un patient identique.

Le phosphore plaque est flexible et très fin (environ 1mm). Il peut mémoriser la

latente image pendant une certaine période de temps. Normalement, l’image est gardée

pendant 24 heures.

trongton© 2004


2.3.3. Lecture de la cassette

La lecture de l’image plaque est un autre component très important dans un système

Radiographie à rayon X numérique. Elle transforme des informations continuos de latente

image au format d’image digitalisée. Cette dernière est transmise à l’ordinateur grâce à

l’interface d’une carte de réseau (Fig. 2-8).

Figure 2-8 Cette lecture permet de développer une cassette à la taille de 15x30 cm à 43x35 cm en mois de 60 secondes et rapidement transmise à la console de traitement (Imagerie/FV Hôpital).

L’image obtenue est normalisée au format de DICOM1. La spécification de ce format

est le résultat de la coopération de National Electrical Manufacturers Association

(NEMA) et de American College of Radiology (ACR). La version de DICOM 3 (fichier de

la spécification 2003) supporte l’image de très haute qualité :

• Riche en résolution : 8, 10, 12, 16 jusqu’à 24 bits de l’échelle de gris.

• Nouvelle technologie de compression de l’image (JPEG, JPEG 2000).

• Ajustement en direct du niveau/largeur de la fenêtre.

• Spécification détaillée de l’interface d’échange et de réseau.

• Fonction de stockage et d’imprimante.

• …

2.3.4. Console de traitement et d’imprimeur du film

Le logiciel installé dans la console (Fig. 2-9) permet à l’utilisateur de :

• Gérer des informations personnelles du patient comme : ID, nom, prénom, date de

naissance, les examens concernant, information sur la position … 1 DICOM: Digital Imaging and COmmunications in Medicine trongton© 2004


• Visualiser l’image sur l’écran du moniteur

• Ajuster la valeur de densité (le niveau/largeur de la fenêtre) pour améliorer qualité

de l’image (Fig. 2-10)

• Rotation ou change la taille de l’image

• Corriger des artéfacts ou des bruits de l’image

• Sauvegarder au mémoire secondaire : disque magnétique ou disque optique.

• Imprimer les images au film laser pour les analyses du docteur.

• …

Figure 2-9 Une console avec son logiciel permet de visualiser et de manipuler l’image. En fin, l’image est imprimée au film laser au format de 20x25 cm ou de 35x43 cm (Imagerie/FV Hôpital)

Figure 2-10 Démonstration d’une fonction de traitement d’image du logiciel de console. A gauche :

l’image d’une radiographie pulmonaire. A droite : l’image inversé de radiographie pour développer le cliché

(Imagerie/FV Hôpital).

trongton© 2004


3. La Tomographie X (CT Scanner)

3.1. Introduction Bien que la Radiographie à rayon X permette de mieux observer l’image excellente

d’une partie du corps humain à la surface plate, elle s’est limitée en trois aspects

principaux :

• Naturellement, la structure du corps humain est une structure multi-couches

(ou la structure overlap). Un organe peut être recouvert par un autre organe.

Prenons, par exemple dans une radiographie pulmonaire, une portion du cœur

cachée par la côte (voir Fig. 2-10).

• Il est très difficile pour différencier les tissus dans un même organe. Donc, on

n’utilise jamais une radiographique pour traiter les lésions ou les tumeurs.

• La radiographie nous donne seulement des images anatomiques corporelles de

l’humain. Elle ne contient aucune des informations sur la physiologie et la

biologie de l’organe vivant.

En vue de résoudre le problème de la structure overlap du corps, le premier scanner a

été présenté par Godfrey Hounsfield et ses collègues au EMI Laboratoire à Londres en

1971. A ce moment, il utilisait le terme « Tomographie axial par ordinateur1 » pour

exprimer que l’image de la coupe obtenue se trouve au plan axial et non au plan frontal

comme le dit la radiographie conventionnelle.

Figure 3-1 La première clinique image du cérébral obtenue par Hounsfield (Nobel Prize Website).

En 1979, Allan Cormark, un physicien américain, et Hounsfield se rejoignaient pour

obtenir un Prix Nobel en Médecine pour leurs contributions en développement de la

tomographie assistée par ordinateur (TAO).

1 Computer axial tomography (CAT) [Dean1983] trongton© 2004


Une autre contribution significative de ces deux physiciens était de redécouvrir la

théorie de la transformation de Radon1, publiée en 1917. En effet, cette théorie

mathématique est au cœur de la technique de tomographique. Pourtant, la théorie n’a

trouvé que sa propre application respectueuse après plus de 60 ans dans la bibliothèque.

Grâce au calcul intégral de cette transformation, la réalisation du CT scanner devient plus

simple et plus efficace.

Aujourd’hui, l’application de la tomographie X s’élargit particulièrement dans le

domaine médecine diagnostique. Grâce aux évolutions technologiques, plusieurs types de

machines tomographie X ont été réalisés comme les tomographes à rotation continue et

les tomographes à multicoupes. Cependant, ces machines ont le même but de diminuer le

temps d’acquisition et d’augmenter la qualité de l’image reconstruction.

3.2. Principe de la tomographie X L’idée principale de la tomographie est

basée sur l’hypothèse de Radon ce qu’on

peut reconstruire l’image d’un objet depuis

toutes ses projections à différents angles

(Fig. 3-3). Pourtant, cette hypothèse n’est

jamais vérifiée car il est impossible de

collecter toutes les projections de l’objet.

En plus, les données présentées dans

l’ordinateur sont sous forme de discrète

numérique. Hounsfield a surmonté ces

problèmes en proposant un algorithme

d’interpolation de données absentes depuis

des projections existées. Cette découverte a

conduit à l’extension rapide de plusieurs

types du scanner aujourd’hui.

Figure 3-2 Principe de la technique. Les faisceaux de rayon X traversent le patient sous différents angles, dans un plan perpendiculaire à son grand axe. L’atténuation du faisceau est enregistrée par un ensemble de détecteurs. (TDM Corps Entier).

Similairement à la radiographie X

traditionnelle, la tomographie utilise les

propriétés du rayonnement X pour mesurer

des absorptions des rayons X passant d’un

organisme du patient. Toutes ces

1 Sir Johann Radon (1989 - 1956), [Dean1983]. trongton© 2004


informations d’atténuation sont enregistrées grâce à une bande détectrice tournant

simultanément avec la source d’émission des rayons X (voir Fig. 3-2).

Enfin, un programme de reconstruction

est utilisé pour générer une image

tomographique à partir des données

obtenues pendant la phase de projection.

3.2.1. Projection et mesure de

la valeur d’atténuation

Il y avait deux types de projections

importantes dans la technique tomographie

conventionnelle :

• Projection en géométrie parallèle.

• Projection en géométrie d’éventail

(ou fan-beam).

Plus récent, on a un nouveau type de

projection en tridimensionnelle c’est la

projection en géométrie conique (ou cone-beam). Cette projection utilise au plus haut

degré des données générées dans un tour du couple source – détecteur. La réalisation de

ces types de projection est présentée plus en détails dans la partie suivante.

Figure 3-3 Projection de l’objet. Dans ce dessin, on peut voir deux ombres différentes d’une fille avec une banane à gauche et un ananas devant sur le mur. Est-ce qu’on peut imaginer l’image de cette fille depuis ces deux projections ?

Figure 3-4 Principe d’acquisition des mesures

L’atténuation des rayons X se produit lorsque le rayonnement traverse le corps

humain. La valeur d’atténuation dépend de l’intensité de la diffusion du rayonnement et

des caractéristiques du tissu examiné (Fig. 3-4). Chaque tissu a un coefficient

d’atténuation précis µ. La valeur d’atténuation est calculée grâce à la formule de

l’atténuation suivante :

I = I0e-µd

I0 : intensité du faisceau à l’entrée

I : intensité du faisceau à la sortie

µ : coefficient d’atténuation linéaire du tissu

d : épaisseur de coupe

Source Détecteur Rayon X

Input : Ni photons Output : No photons

trongton© 2004


3.2.2. Reconstruction de l’image

Les valeurs d’atténuation de la projection sont présentées sous forme d’une matrice de

transformation (ou sinogramme de Radon). En appliquant les calculs intégraux sur cette

mat

• Méthode de rétroprojection des projections filtrées1

La m ent sur le théorème du profil central. Elle

perm x transformations de Fourier

1D et une transform

n. Ces méthodes

sont plus tolérantes avec des bruits et des

L’impact de la tomographie X sur la pratique de l’imagerie médicale diagnostique a

été duction pendant les années 1970. La

Tom

étrie de projection en éventail pour diminuer la dose d’irradiations dans un

exa

rice, on peut reconstruire l’image d’origine. En fait, on a développé trois méthodes en

vue de reconstruction de l’image à partir de ses projections :

• Méthode directe de Fourier

• Méthode du filtrage de la rétroprojection

éthode de Fourier est basée essentiellem

et de reconstruire directement l’image en utilisant deu

ée de Fourrier 2D à l’inverse. Pratiquement, cette méthode est très

difficile à implémenter de façon numériquement. De plus, le temps d’exécution est

inacceptable. Donc, la méthode de Fourier n’a que la valeur analytique et théorique pour

mieux comprendre la nature du processus de reconstruction de l‘image.

Dans les deux dernières méthodes, toutes les données d’atténuation sont filtrées et

contournées (fonction de convolution) avant ou après une rétroprojectio

artéfacts de l’image reconstruction. En réalité,

la méthode de rétroprojection des projections filtrées a été adoptée car elle convient plus

aux problèmes particuliers des scanners actuels. Elle donne un résultat considérable entre

le temps de reconstruction et la qualité de l’image d’acquisition. Vous trouverez le

fondement théorique et mathématique de ces méthodes plus en détail au chapitre 3.

3.3. L’évolution de la tomographie X

très profond lors de sa première intro

odensitométrie (TDM) a progressé et différentes générations de machines ont été

mises au point pour acquérir l’ensemble des informations nécessaires à la reconstruction

de l’image.

Au commencement, on a la projection en géométrie parallèle, on a développé une

nouvelle géom

men et en même temps réduire notamment le temps d’acquisition d’un plan de coupe.

Récemment, la projection en géométrie du conique vient d’être recherchée afin de profiter

la puissante d’informatique qui permet de reconstruire d’images en temps réelle

1 Algorithm filtered backprojection (FBP) trongton© 2004


[Germe2002]. L’évolution de tomographie X concerne ainsi le développement de système

source – détecteur, de mécanique et d’informatique.

3.3.1. Système de tomographes conventionnels re génération) Système de rotation – translation à détecteur unique (1

Figure 3-5 Un système de rotation – translation à détecteur unique Entier)

U ment

angu

(TDM Corps

n fin faisceau de rayons X traverse l’organisme à 180 reprises, avec un déplace

laire de 1o. L’atténuation du faisceau est mesurée par l’élément détecteur

controlatéral correspondant. Après chaque incrément angulaire, une translation linéaire

est effectuée, de manière à ce que le faisceau incident traverse l’organisme (Fig. 3-5). Le

temps de coupe atteint plusieurs minutes [Otto1994].

Système de rotation – translation à détecteurs multiples (2e génération)

U rayons X

(Fig

n ensemble de 5 à 50 détecteurs est localisé à l’opposé de la source de

. 3-6), qui émet un faisceau linéaire ou divergent de rayon X. Le nombre

d’incréments angulaires nécessaires est réduit par rapport à la méthode précédente. Les

coupes sont effectuées à des intervalles de 10o, cet angle correspondant à l’angle

divergence du faisceau. Le temps de coupe est compris entre 6 et 20 secondes [Otto1994].

Figure 3-6 Un système de rotation – translation à détecteurs multiples (TDM Corps Entier)

trongton© 2004


Système de rotation à multi-détecteurs mobiles (3e génération)

Un faisceau divergent large traverse l’objet radiographié en tournant autour de lui, en

même temps qu’un ensemble mobile de 200 unités de détection (Fig.3-7). Le temps de

coupe réduit énormément de 1 à 4 secondes [Otto1994].

Figure 3-7 Un système de rotation à multi-détecteurs mobiles en géométrie R/R (TDM Corps Entier).

Système de rotation à multi-détecteurs stationnaires (4e génération)

L’angle du faisceau divergent couvre l’intégralité du patient. La source tourne

à l’intérieur ou à l’extérieur d’un ensemble annulaire de 300 à 4000 détecteurs (Fig.3-8).

Le temps de coupe est de 3 à 8 secondes [Otto1994].

Figure 3-8 Un système de rotation à muti-détecteurs fixes en géométrie R/S (TDM Corps Entier).

3.3.2. Les tomographes à rotation continue

Les évolutions technologiques ont conduit à l’apparition au début des années 1990 de

tomographes à rotation continue qui permettent d’acquérir les données en continu alors

que le patient est déplacé dans le système. La difficulté technologique majeure qui doit

être surmontée est la mise au point de tubes à rayon X pouvant fonctionner en continu

plusieurs dizaines de secondes.

trongton© 2004


Figure 3-9 TDM spiralée ou hélicoïdale. L’acquisition continue, pendant le déplacement de la table,

entraîne un balayage spiralé (TDM Corps Entier).

La capacité d’acquérir rapidement des volumes de données conduit à une renaissance

de la modalité tomographie X, en améliorant les performances dans les applications

existante et en s’imposant dans de nouvelles applications. Un exemple d’application

existante qui a largement bénéficié de l’arrivée des tomographes à rotation continue est la

tomographie thoracique. L’accroissement du nombre de coupes pouvant être acquis

pendant une apnée réduit les problèmes de mauvais recalages liés à la respiration et réduit

le volume du produit de contraste injecté pour la détection de lésions.

3.3.3. Les tomographes X multicoupes

La fin des années 1990 a vu l’arrivée de tomographes multicoupes, qui permettent

d’ s

sim

nt d’obtenir en une seule rotation,

typ

Si le lit du patient est animé d’un mouvement de translation uniforme pendant que

l’ensemble source – détecteur tourne continûment, la source décrit une spirale ou une

hélice par rapport au patient (Fig. 3-9). Ainsi, dans un temps donné, un système à rotation

continue peut acquérir un volume de données 5 à 20 plus grand que les tomographes

conventionnels des années 1980 (jusqu’à 0,5s/tour).

obtenir plusieurs plans de coupes en une seule rotation (typiquement quatre coupe

ultanées actuellement). La géométrie de ces machines est tridimensionnelle, avec un

faisceau de rayon X conique et un détecteur matriciel (Fig. 3-10). Le détecteur est

l’élément clé de ces systèmes.

Ainsi, en faisant varier la collimation et la sommation des contributions de plusieurs

lignes de détection, les machines actuelles permette

iquement quatre coupes fines en n’utilisant que la partie centrale du détecteur, ou

quatre coupes d’épaisseur moyenne en utilisant la moitié du détecteur, ou quatre coupes

épaisses en utilisant l’ensemble du détecteur.

trongton© 2004


Figure 3-10 Tomographe multicoupe

Bien que le recul sur ce type de machine soit encore faible, les avantages des

tomographes multicoupes en diagnostique clinque sont [Germe2002] :

3.4. Les éléments dans la Tomodensitométrie (TDM)

3.4.1. Elément pictural

• L’allongement de la zone examinée pour un temps donné d’acquisition.

• La réduction du temps d’examen pour la même hauteur d’exploration.

• L’amélioration de la résolution dans la direction longitudinale.

• L’amélioration de la résolution temporelle ce qui conduit à la disparition des

artéfacts respiratoires et mouvements.

Fi e seur de

p ictural ou

pixe de l’image, dont

l’im

correspo re dont l’épaisseur est déterminée par celle

de la coupe. Les dimensions de cet élément de volume élémentaire ou voxel dépendent

donc de la taille de la matrice, du diamètre du champ d’examen, et de l’épaisseur de

coupe (Fig. 3-11).

gur 3-11 Volume du pixel (Voxel). (a), (b) = taille de l’élément pictural (pixel) ; (d) = épaiscoupe, (D) = diamètre total de la coupe ou champ de mesure (TDM Corps Entier).

La lus petite unité constitutive de l’image tomographie X est l’élément p

l. Celui-ci représente une certaine proportion de l’ensemble

portance dépend de la taille du champ d’examen et de celle de la matrice. Le pixel

nd à la projection d’un volume tissulai

trongton© 2004


3.4.2. Unité Hounsfield (UH)

Les valeurs d’atténuation de la tomographie X sont mesurées en unités Hounsfield

(UH) :

eau

eauUHµµµ −

=1000

où µ et µeau sont respectivement le coefficient d’atténuation linéaire des tissus considérés

et le coefficient d’atténuation linéaire de l’eau. Une unité Hounsfield (UH) correspond à

0.1% de coefficient d’atténuation.

Les valeurs d’atténuation de l’eau et de l’air (respectivement 0 UH et -1000 UH)

représentent des points fixes sur l’échelle densitométrique, qui ne dépendent pas de la

configurat tissus et

des

ion du scanner. En revanche, les valeurs d’atténuation des différents

structures osseuses varient suivant la quantité de rayon X délivrée (Fig. 3-12).

Figure 3-12 Échelle de Hounsfield. La limite inférieure de l’échelle -1000 UH, correspond à la densité de l’ai valeurs d’atténuation des structures osseuses très denses dépassent 1000 UH, celles de la plupart

des tissus et liquides corporels sont comprises entre -100 et +100 UH (TDM Corps Entier). r. Les

trongton© 2004


3.4.3. Valeurs de densité

A chaque voxel est attribuée une valeur numérique, dite valeur d’atténuation, qui

correspond à la dose moyenne de rayonnement absorbée par le tissu dans cet élément

pictural. La densité varie de manière linéaire avec coefficient d’atténuation, une constante

tissulaire influencée par de nombreux facteurs. Le coefficient d’atténuation traduit

l’absorption du rayon X. Sur une machine correctement calibrée, la densité de l’eau est de

0 UH, celle de l’air de -1000 UH.

Les différents types de tissus reçoivent des valeurs d’atténuation exprimées sur

l’échelle de Hounsfield, ces chiffres sont donc arbitraires, mais traduisent de manière

relative les degrés variables d’atténuation du rayonnement X pour les différents tissus.

Dans les organes parenchymateux comme le cerveau, la foie, le rein et le pancréas, le

coefficient la densité du tissu sain avoisinant sert de base de comparaison.

Figure 3-13 Deux fenê

X permet de

distinguer une région anatomie depuis sa pathologie et de renforcer le contraste certaines

anomalies de l’organisme (voir Fig. 3-14). Le produit de contraste administré par voie

tre avec les valeurs différentes de densité. A gauche : fenêtre osseuse, à droite : fenêtre pulmonaire (Imagerie/FV Hôpital)

La traduction en échelle de gris d’un objet examiné donne des informations sur la

densité relative (radiodensité) des structures visualisées sur l’image. Par comparaison

avec le tissu avoisinant, la structure peut être décrite comme

• Isodense : densité identique

• Hypodense : densité inférieure

• Hyperdense : densité supérieure

3.4.4. Produit de contraste

Un produit de contraste utilisé dans un examen de la tomographie

trongton© 2004


intra vasculaire se répartit dans les différents compartiments tissulaires suivant une

distribution variable dans le temps. L’intensité du rehaussement dépend d’une part de la

dose injectée, d’autre part de facteurs pharmacocinétiques variés (conditions

hémodynamiques, hydrophilie, lipohilie, osmolarité, liaison aux protéines, etc.).

A

Fi

pratiq

est éle

qua

pertur

l’ense

Le

partie

résulta

à part

mouv

e

gu

Le

si

Ar

appara

tomod

électro

trongto

Foi

v

s

ue

v

ba

m

s

s e

t

ir

em

n

re

ex

té

ît

en

n

n©

Rei

ant l’injection du produit de contraste Après l’injection

La densité des ré 100ml du produit de contraste IV. gions examinées (la foie et le rein)

est rehaussée plus clairement.

et après l’injection une dose du produit de contraste

iques sont actuellement largement utilisés en

radiologique courante. Ils sont bien tolérés cliniquement. Leur clairance rénale

ée, leur liaison aux protéines plasmatiques est faible (1%), leur distribution est

tions de l’image aboutiront souvent à des artéfacts qui peuvent s’entendre à

ble de l’image.

artéfact de mouvements sont cliniquement significatifs car les projections des

n mouvement d’un organe ne peuvent pas être reconstruites avec exactitude. Le

n’est pas une perte localisée de résolution, mais un aspect strié, étoilé, qui diffuse

de la zone de perturbation et s’entrecroise de façon tangentielle avec l’organe en

ent (Fig. 3-15).

3-14 Comparaison deux images avant

produits de contraste non ion

clusive dans les espaces extracellulaires [Otto1994].

3.4.5. Artéfact

fact est une forme de distorsion d’images. Plusieurs types d’artéfacts peuvent

re dans un système d’imagerie médicale aussi complexe que la

sitométrie. L’enregistrement des coefficients d’atténuation et les calculs

iques sont soumis à des effets de projection et de reconstruction d’images. Les

2004


Artéfact des mouvements oscillatoires pendant l’acquisition des données

rtéfact en strie causé par une prothèse de anche métallique

Ah

3.5. i édicales de la Tomographie X

, thorax et abdomen. Grâce à l’échelle de Hounsfield très large,

la TDM permet une excellente étude des organes variant entre l’os et les tissus.

Particulièrement, l’image tomographique est successible démontrer une structure très

complexe d’une région intérêt des tissus du poumon ou d’abdomen comme des lésions

métastatiques, des aneurismes, des abcès ou des nodules.

Figure 3-15 Deux artéfacts exemplaires dans les examens du CT scanner.

Afin de diminuer les incidents des artéfacts, des programmes de correction ont été

créés pour corriger de nombreux artéfacts de le Tomographie X. Par ailleurs, pendant

l’examen de l’abdomen ou de thorax, les patients vont être demandés de restreindre leurs

mouvements et leur respiration.

Appl cations mLa TDM est une technique d’imagerie morphologique en coupes de l’anatomie

humaine. Les utilisations médicales reposent sur deux caractéristiques essentielles

[Germes2002] :

• La restitution sans distorsion de l’anatomie en coupes axiales transverses

• L’étude des densités des structures explorées, exprimées dans l’échelle de

Hounsfield.

Le premier scanner a été utilisé fondement pour la diagnostique les problèmes

concernant du cerveau et du neurone. Avec l’évolution technologique de la technique

tomographie, le domaine d’application du CT scanner a été élargie aux plusieurs

organismes du corps. Parmi ces examens, les procédures demandées souvent sont des

examens de la tête, sinus

trongton© 2004


Figure 3-16 U reil permet de séle

Acquisition exhaustive d’un volume de l’organisme dans un temps compatible

on des artéfacts respiratoire

evauchantes passant par le centre des petites lésions.

ie par

• r l’imagerie multiplanaire et tridimensionnel

maladies, aucun programme ne

pourra être changer les docteurs en identification la cause de maladie et de proposer une

solution pour traiter ces pathologiques.

n CT scanner hélicoïdale de GE Medical, version HiSpeed NX/i. Cet appactionner soit au mode séquentiel, soit au mode hélicoïdal. Le temps d’acquisition d’un plan de coupe

atteint jusqu’à 0.25s ou quatre coupes par seconde au mode hélicoïdal (Imagerie/FV Hôpital).

Récemment, la réalisation du scanner hélicoïdal (Fig. 3-16) offre plusieurs avantages

dans le domaine imagerie médicale :

•

avec la durée d’une apnée, ce qui conduit à la dispariti

et de mouvements

• Optimisation de l’étude densitométrique rendue possible grâce aux reconstructions

axiales ch

• Optimisation de l’opacification iodée, rendant l’angiograph

tomodensitométrie (TDM) et l’étude de la cinétique de perfusion des organes.

Ouverture su

• Réduction de la dose d’irradiation grâce à l’utilisation de pitchs élevés.

3.6. Outil pour analyser d’images En vue d’amélioration la qualité de l’image d’acquisition, un système de

tomodensitométrie est accompagné souvent d’un logiciel de traitement d’images (Fig.3-

17). Ce logiciel, en fait, aide les docteurs de mieux observer d’une région d’intérêt du

corps ou de localiser des anomalies dans un organisme du patient. Bien que le

développement d’informatique aujourd’hui soit bien intégré dans le domaine imagerie

médicale pour assister les docteurs en diagnostique des

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Figure 3-17 L’interface d’un programme de traitement d’image du scanner. Ce logiciel permet à l'usager de visualiser l’image reconstruction, améliorer la qualité de l’image, de mesurer en valeurs de UH,

pix

•

• ange de la taille d’image

•

•

reformater en 3D… (Imagerie/FV Hôpital).

Le programme d’analyse d’images utilise des opérations de calcul simples sur chaque

el comme la convolution matrice. Les fonctions principales de ce programme sont :

• Ajuste du contraste

• Filtre de bruits et rehaussement

Soustraction, addition, profil de densité

Magnification ou ch

• Analyse par histogramme

Mesure de distance ou d’angle

• Mesure de surface et de volume

Reformat en 3D (voir Fig. 3-18)

Figure 3-18 Reformation en 3D de la structure osseuse et de l’artère (Imagerie/FV Hôpital).

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4. Imagerie par Résonance Magnétique (IRM)

4.1. Introduction En 1946, deux physiciens américains et anglais, Félix Bloch et Purcell, sont les

premiers à découvrir les propriétés des noyaux atomiques soumis à un champ

magnétique. Leurs travaux conduisent à utiliser la spectroscopie par résonance

magnétique en analysant la structure de molécule complexe et des processus dynamique

de la chimique. Bloch et Purcell ont partagé un prix du Nobel pour leurs contributions

dans le domaine de physique en 1952 [Merrill1999]. La théorie de la spectroscopie ne

s’appliquait qu’en 1973 grâce à Lauterbur, un physicien anglais, mais son apparition dans

le s

de

résonance magnétique nucléaire a été choisi parce qu’il s’agit, à l’aide de puissants

aim »), de modifier l’orientation des noyaux dans

l’es c tant le phénomène de résonance (d’où le

term

domaine de l’imagerie médicale est récente. Les premiers appareils n'ont été installé

qu'au début des années 1980.

L’imagerie par résonance magnétique (IRM) regroupe les techniques d’imagerie

dérivées du principe de la résonance magnétique nucléaire (RMN). Le terme

ants (d’où le terme « magnétique

pa e (d’où le terme « nucléaire») en exploi

e « résonance») [Monn2002].

Figure 4-1 L’image générée par l’IRM d’une lésion du ligament croisé antéro-externe au plan sagittal (GE Medical).

Aujourd’hui, la recherche du phénomène de la spectroscopie de l’IRM est encore en

cours pour augmenter la résolution spatiale et le contraste de l’image obtenue. Cependant,

la technique de l’imagerie par résonance magnétique (IRM) paraît la plus innocuité pour

la santé dans les cond ’utilise aucune radiation

ionisante (comme le rayon X du CT scanner). Du à son caractère non invasif et la

itions d’un examen normales car elle n

trongton© 2004

32 Chapitre 1. LA TOMOGRAPHIE MÉDICALE possibilité d’obtenir des coupes dans 3 dimensions (axial, sagittal et coronal), l’IRM a

e

oss sculaire (Fig. 4-1).

Figure 4-2 Principe de la technique de l’imagerie par résonance magnétique (IRM)

4.2.1. Création d’une aimantation macroscopique

En imagerie par résonance magnétique, la première étape consiste à soumettre le sujet

examen à l’action d’un champ magnétique statique uniforme B0 fourni par un aimant. Ce

champ magnétique B0 a pour but de créer une aimantation macroscopique des différents

tissus de l’organisme. L’intensité de ce puissant champ magnétique statique B0 varie

entre 0,1 et 2 Tesla1.

4.2.2. Impulsion de radiofréquence

Une fois l’aimantation macroscop rents tissus de l’organisme obtenue à

l’ai

rapidement montré qu’elle est bien adaptée à l’étude du système nerveux central, systèm

eux, articulaire et mu

4.2. Principe de l’IRM Tandis que la résonance magnétique nucléaire exploite les propriétés magnétiques des

noyaux qui possèdent un nombre impair de nucléons tels que l’hydrogène (1H), le

carbone 13 (13C), le fluor 19 (19F), le sodium 23 (23Na), le phosphore 31 (31P).

L’imagerie par résonance magnétique (IRM) exploite spécifiquement les propriétés

magnétiques du noyau d’hydrogène (1 H) qui sont formé d’un seul proton. L’utilisation

de ce noyau est optimale du fait de sa grande abondance dans les tissus vivants.

ique des diffé

de du champ magnétique statique B0, on perturbe cet état d’équilibre à l’aide d’une

impulsion de radiofréquence. Cette impulse de radiofréquence perturbe l’état d’équilibre

et fournit de l’énergie aux protons des différents tissus.

1 1 Tesla = 10 000 gauss

B0

Radio fréquence (RF)

trongton© 2004


4.2.3. Recueil du signal IRM

A l’arrêt de l’impulsion de radiofréquence, les photons reviennent à leur position

d’équilibre. C’est la relaxation. En revenant à leur position d’équilibre, les photons

réémettent l’énergie qui leur a été transmise, il s’agit d’un signal de relaxation. Ce signal

dép

elaxation T1 et T2.

Ce sont ces constantes de relaxation différentes d’un tissu à l’autre et différents d’un

processus pathologique par rapport à un organe sain qui permet de reconstruire l’image.

Pour core à

localise ig des gradients de champ

mag

antages

Le signal des tissus de l’organisme est déterminé par la valeur de la densité de proton

(Φ) et n longitudinale T1 et transversale T2. Ces

con

erromagnétique prisonnier d'une

protéine, afin d’augmenter le contraste d’une région d’intérêt.

end du nombre de proton stimulé [densité de proton : (Φ)] et de deux constantes de

temps de relaxation (Fig. 4-3) :

• La constante de relaxation longitudinale T1

• La constante de relaxation transversale T2

Aimantation Mz Mxy

Figure 4-3 Temps de r

obtenir une image reproduisant le formalisme anatomique, il reste en

r l’or ine du signal émis. Ceci est effectué avec

nétique qui permettent d’obtenir un champ magnétique pour chacune des régions de

l’espace.

4.3. Caractéristique de l’IRM

4.3.1. Les av

les co stantes de temps de relaxation

stantes étant différents d’un tissu à l’autre, l’imagerie par résonance magnétique est

caractérisée par la bonne qualité du contraste spontané existant entre les différents tissus

(Fig. 4-2 et 4-3). Comme pour le CT scanner, il est possible d'utiliser des produits de

contrastes comportant du Gadolinium, un élément f

T1 T2 t t

63%

37%

x y

z B0

trongton© 2004


Figure 4-4 Image en IRM permet d’observer des différents tissus du cerveau grâce à la qualité du

contraste spontané d’IRM.

Figure 4-5 Image du CT scanner permet

seulement de localiser des organes différentiels (os et tissus) du cerveau.

calisation du signal dépendant des variations de champ magnétique induites par

les gradients de champ magnétique, donc on peut obtenir en IRM des coupes en trois

plans de l’espace (Fig. 4-6). En plus, l’im ut reconstruire à n’importe quel degré ce

qui demande de changer de la position du patient chez la radiographie à rayon X ou

d’installer une technique de reconstruction de volume au CT scanner.

La lo

age pe

Figure 4-6 Axial, coronal et sagittal coupes

Enfin, l’utilisation de champ magnétique et de radiofréquence explique le caractère

parfaitement non invasif de l’imagerie par résonance magnétique. Par cette raison,

l’imagerie par résonance magnétique est souvent utilisée dans les examens pédiatriques

car elle n’effectue pas des effets potentiels sur le corps des enfants et des adultes.

trongton© 2004


4.3.2. Les inconvénients

Les contre-indications absolues se résument aux porteurs d’un stimulateur cardiaque

(pacemaker) dont le rythme risque d’être modifié par les champs magnétiques et les

porteurs de clips vasculaires intracrâniens ferromagnétiques.

Les prothèses métalliques, les matériaux dentaires, les fils métalliques vont créer des

artéfacts à leur contact de par la distorsion du champ magnétique qu’ils provoquent (Fig.

4-7).

Figure 4-7 Les matériaux dentaires métalliques causent des artéfacts

En imagerie médicale, l’IRM a été limitée par la durée du temps d’acquisition et les

mouvements volontaires du patient (comme mouvement du cœur et du poumon) pendant

l’examen (Fig. 4-8 et 4-9). Un examen d’IRM peut durer normalement de 20 à 90 minutes

et un petit mouvement du patient conduit à une reprise de l’étude. Donc, la diminution

impressionnante du temps d’acquisition explique le développement des applications de

l’imagerie par résonance magnétique.

Figure 4-8 L’image obtenue sans la technique de compensions du mouvement de cardiaque et de poumon.

Figure 4-9 L'image obtenue en utilisant la technique du gating. Il requise de données à chaque période du cardiaque. Cette tecéliminé efficacement le mouvement cardiaq

hnique a ue.

trongton© 2004


Fin me d’imagerie par résonance magnétique (IRM) est

très

re génération dans la famille de la Tomographie en imagerie médicale. En effet,

pendant environ 20 années de développement (en comparant avec plus 100 années de

rayon X), l’imagerie par résonance magnétique a été acceptée très rapidement et

largement dans le domaine l’imagerie médicale morphologique et l’imagerie

fonctionnelle. Encore que cette technique doive modifier non seulement de mises au point

des nouvelles matériaux mais aussi la technologie d’acquisition de l’image en profitant le

développement de technologie d’inform

La tâche principale d’amélioration de m riel est de perfectionner le magnétique

utilisé pour qu’elle soit plus léger. Autrefois, une IRM scanner mesurait environ 7.711 kg

de poids. Maintenant, un nouveau scanner pèse seulement 4.400 kg. Par conséquent, la

taille du magnétique est ainsi dim

très im

Un moderne IRM scanner à superbe

alement, le coût pour un systè

coûteux. Donc le prix d’un examen est également très cher. Par cette raison, il n’y a

que 178 centres d’hôpitaux en France (en 2000) qui installent cette machine et seulement

2 établissements à Hô Chi Minh ville.

4.4. L’IRM en futur La technologie d’imagerie par résonance magnétique (IRM) en ce moment est la

derniè

ation.

até

inuée environ 0,5 m de longueur. Cette modification est

portante afin que le système d’IRM devienne de plus en plus compatible avec les

patients.

conduction magnétique 1,5 Tesla (GE Medical). Figure 4-10

trongton© 2004


En outre, la qualité et la stabilité du magnétique joue un rôle très décisif de la haute

qualité de l’image acquisition. Aujourd’hui, tous les systèmes d’IRM scanner utilisent

actuellement le gradient magnétique1 malgré sa faible intensité et son instabilité. Bien

qu’un système d’IRM à superbe conduction magnétique soit réalisé par GE Medical (Fig.

4-10), ce dernier n’est pas utilisé largement à cause de son prix. On espère que dans

l’av

erfusion.

enir ces systèmes seront plus populaires dans les hôpitaux.

Dans le domaine de la médecine diagnostique, la recherche sur la fonction du cerveau

est en train de se développer intensivement. Grâce à l’image d’acquisition par IRM, on

peut mieux comprendre comment notre cerveau fonctionne. Par exemple, en observation

sur certaines régions spécifiques de l’image d’acquisition, on peut connaître l’état

sentimental ou physique du patient : détendu ou stress, joyeux ou triste (voir Fig. 4-11).

Une autre application dans ce domaine est de visualiser la fonction dynamique du

poumon en deux périodes de ventilation et de p

Figure 4-11 L’IRM permet de visualiser l'activité des cellules de différentes zones du cerveau au repos, puis en réponse à trois stimulations acoustiques de nature différente (Microsoft Encyclopédie Encarta 2002).

En conclusion, l’IRM ne se limitera d’après notre imagination. Il est certain que les

patients bénéficieront plus du progrès de l’imagerie par résonance magnétique (IRM).

1 Dans une machine d’IRM conventuelle, il y a trois gradients magnétiques. La puissance de chaque magnétique varie de 180 – 270 gauss (de 18 – 27 milli Tesla) trongton© 2004


5. Conclusion

La découverte des rayons X de Ronghen en 1895 a fait naissance une nouvelle

branche en médecine diagnostique : Imagerie médicale. Bien que l’imagerie médicale soit

un domaine d’application assez nouveau, elle a développé très rapidement et a été

considéré comme une spécialité de recherche la plus active au monde médical.

L’arrivée du CT scanner dans les années 1970 ouvre des perspectives en imagerie

axiale grâce à la technique de la tomographie X. Le développement de la tomographie est

beaucoup plus rapide que la radiographie à rayon X. Plusieurs types de machine ont été

créés pour répondre au besoin de la qualité et de la rapidité d’acquisition de l’image

d’utilisateurs. Le tomographe multicoupes est la dernière d’évolution de la

tomodensitométrie (TDM) à ce moment. Cette machine a élargi le domaine de

l’application du CT scanner en imagerie cardiaque (coronaire et perfusion) qui est le

prochain défi de la TDM.

L’introduction au début des années 1980 de l’Imagerie par Résonance Magnétique

(IRM) a représenté une avancée majeure en imagerie médicale. L’image d’acquisition ne

s’est limitée plus au plan frontal ou axial mais a été ouverte au plan sagittal. Un autre

caractère de l’IRM qui s’intéresse les chercheurs à continuer ses études est la

caractéristique de sécurité pour la santé du champ magnétique de l’IRM. On peut dire

également que l’imagerie par résonance magnétique (IRM) est la cible de développement

science de l’imagerie médicale est au carrefour de la science naturelle, de

médecine et de l’informatique. L’art visuel et la science de la santé se croisent à

l’im

La Radiographie à rayon X est la première machine de l’imagerie médicale qui a

apparu dans les années 1890. Pendant plus de 100 ans au service, la radiographie à rayon

X a fait beaucoup d’évolution pour perfectionner l’image obtenue comme digitalisé les

équipements d’acquisition, diminue la dose d’irradiation et simplifié l’étape de

développement du cliché. Malgré le développement de plusieurs types de la machine

imagerie médicale aujourd’hui, la radiographie à rayon X reste encore un rôle

inchangeable dans la qualité des soins médicaux.

pour toutes les machines de l’imagerie médicale à l’avenir.

En effet, la

la

agerie médicale pour servir la vie de l’homme.

trongton© 2004

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CHAPITRE - trongton.free.frtrongton.free.fr/memoire/pdf/Ch1 - La Tomographie Medicale.pdf · 12 Chapitre 1. LA TOMOGRAPHIE MÉDICALE naître un nuage d’électrons. En faisant varier