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GTS503 - HIVER 2013 | COURS 3 : IMAGERIE MÉDICALE

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COURS 3 : IMAGERIE MÉDICALE

1 INTRODUCTION

Comment peut-on étudier la physiologie ou le métabolisme du corps humain sans interagir

directement avec celui-ci ? La réponse se trouve dans l’imagerie médicale.

L’imagerie médicale regroupe les moyens d’acquisition et de restitution d’images sur la base

de plusieurs phénomènes physiques tels que la résonance magnétique, la radioactivité,

l’absorption et atténuation des r-X, la réflexion d’ondes d’ultrasons, l’effet photoélectrique,

etc.

Dans le but de bien comprendre toutes les techniques existantes, nous aborderons avant tout

les principaux éléments qui rendent possibles ces phénomènes physiques tels que les concepts

d’atome, de radioactivité, d’interaction des particules avec la matière, d’effet photoélectrique

ainsi que d’autres concepts aussi essentiels que les précédents.

Lorsque les concepts de base seront bien définis, nous expliquerons les fondements de chaque

technique d’imagerie médicale. Nous traiterons par la suite des modalités des techniques que

nous diviserons en trois groupes : les techniques qui utilisent les rayons X (radiographie plane,

fluoroscopie, mammographie et tomographie axiale calculée par ordinateur), celles qui

forment ce que l’on appelle la médecine nucléaire (scintigraphie, tomographie par émission de

photons et tomographie par émission de positons) ainsi que les techniques d’imagerie par

résonance magnétique et d’imagerie par ultrasons.

Par la suite, nous décrirons les différentes propriétés des images en se concentrant sur le

contraste et la résolution spatiale de celles-ci.

Une section sera consacrée à la production de rayons X et à la description des tubes à rayons X

et des générateurs. Nous retrouverons également un tableau résumant les types d’appareils

par technique utilisés dans les hôpitaux du Québec.


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2 NOTIONS DE BASE EN IMAGERIE: L’ATOME ET LE RAYONNEMENT

2.1.1 L’ATOME

L’atome est la plus petite division d’un élément dans lequel l’identité chimique est maintenue.

Il est composé d’un noyau dense, chargé positivement qui contient des protons et des

neutrons et un nuage extranucléique d’électrons chargés négativement. Dans un état non-

ionisé, l’atome compte autant de charges positives que négatives.

Dans le modèle de Bohr, (Niels Bohr, 1913) les orbites des électrons sont à distance fixe du

noyau. Chaque électron occupe un état d’énergie fixe, ce qui confère à l’atome des couches

électroniques auxquelles on assigne les lettres K, L, M, N, O, P, ou la couche K est la plus

profonde (la plus proche au noyau). Les couches ont également un nombre quantique « n » qui

prend les valeurs 1, 2, 3, 4, etc., pour K, L, M, etc., respectivement. Chaque couche ne peut

contenir que 2n2 électrons. Donc, la couche K (n=1) ne peut contenir que deux électrons, la

couche L (n=2) peut en contenir 2 (2)2= 8, etc.

Figure 1: Modèlel de Bohr. Exemplification avec l’atome de chlore (17 électrons) Source : http://www.resume-de-chimie.com/atome.htm

Le noyau de l’atome est composé de neutrons (éléments sans charge électrique) et de protons

(éléments de charge électrique positive). Le nombre de protons correspond au numéro

atomique Z et le nombre de protons et de neutrons dans un noyau correspond au nombre de

masse A (à ne pas confondre avec la masse atomique qui correspond à la masse de l’atome au

complet). À titre d’exemple, le nombre de masse A de l’oxygène-16 est 16 (8 neutrons et 8

protons) alors que la masse atomique est 15.9949amu.

La notation est habituellement la suivante: AZXN. Dans cette notation, Z et X sont redondants

puisque le nombre de protons est généralement contenu dans le nom chimique (H,

Hydrogène, correspond à Z=1, He, Hélium, correspond à Z=2, et ainsi de suite, en suivant le

tableau périodique). Le nombre de neutrons est calculé par N=A (nombre de masse) – Z

(nombre de protons). La charge de l’atome est donnée par un exposant à droite.


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Dans le noyau, il existe une force nommée force nucléaire. Une force autre qu'électrostatique

ou électromagnétique s'exerçant entre nucléons (éléments du noyau) et qui assure la cohésion

du propre noyau. Une telle force est essentiellement attractive et à très court rayon d'action.

Un atome (même un ion ou une molécule en général) a un niveau d’énergie associé. Le niveau

d’énergie est un état quantique stationnaire équivalent à une énergie interne particulière.

Cette énergie s'exprime souvent en électronvolts mais, de préférence, en kilojoules par mole

(unités du système international).

2.2 ÉNERGIE DE LIAISON

L’énergie nécessaire pour retirer un électron complètement de l’atome est appelée énergie de

liaison. Par convention, les énergies de liaison sont négatives et augmentent avec la proximité

de la couche au noyau. Pour qu’un atome puisse s’ioniser, c'est-à-dire pour qu’il devienne

chargé électriquement, on a besoin d’un transfert énergétique équivalent ou supérieur à son

énergie de liaison. Cette énergie peut être donnée par un photon ou une forme corpusculaire

d’une radiation ionisante. L’énergie de liaison augmente avec le nombre de protons dans le

noyau et dépend donc du nombre atomique (Z). Dans l’exemple cité ci-dessous, l’électron de la

couche K du tungstène est beaucoup plus fortement lié à l’atome que l’électron de la couche K

de l’atome d’hydrogène.

2.3 CASCADE DES ÉLECTRONS

Lorsqu’un électron est retiré de sa couche par un photon X ou gamma, il subsiste une lacune

dans la couche. Cette lacune est généralement remplie par un électron provenant d’une

couche supérieure, qui lui-même est remplacé par un électron d’une couche supérieure et

ainsi de suite. C’est ce qu’on appelle la cascade d’électrons. L’énergie libérée est équivalente à

Figure 2 : Variation du niveau énergétique de liaison selon le nombre atomique (Z) Source : JT Bushberg et al., 2002 ,p.22.


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la différence d’énergie de liaison entre la couche d’origine et la couche finale de l’électron.

Cette énergie est libérée sous forme de rayons X (figure 3) ou d’électrons Auger (figure 4).

Figure 3 : Énergie libérée sous forme de rayons X Figure 4 : Énergie libérée sous forme d’électrons Auger Source : JT Bushberg et al., 2002, p.23.

Une transition de la couche M à la couche K d’un atome de Tungstène produirait un rayon X de

E(K) = EK-EM = 69.5keV – 2.5keV = 67keV. L’énergie de liaison étant « E ».

2.4 RADIOACTIVITÉ

Seules certaines combinaisons de neutrons et de protons sont stables. Les atomes possédant

un nombre impair de neutrons, un nombre impair de protons et une masse atomique élevée

ont tendance à être instables. Par contre, avec le temps, ces noyaux instables vont aller vers

un état stable.

Il existe deux types d’instabilité, l’excès de neutrons et le déficit de neutrons. Ce type de noyau

a un excès d’énergie comparé aux noyaux où il n’y a pas ces déséquilibres. L’équilibre est

néanmoins atteint par conversion d’un neutron vers un proton ou vice versa et cette

conversion s’accompagne d’émission d’énergie. Cette émission d’énergie inclut des particules

et des radiations. Les noyaux qui se transforment d’un état instable à un état stable sont dits

radioactifs et le processus de transformation est appelé décroissance radioactive. Cette

décroissance radioactive peut passer par différents stades avant d’atteindre un atome stable.

Par exemple, l’uranium-238 (isotope de l’uranium avec un nombre de masse équivalent a 238)

subit 14 transformations avant d’atteindre un état stable qui est le plomb-206 (isotope du

plomb avec un nombre de masse de 238). On parle de noyau précurseur (celui qui mène à la

radioactivité et qui est toujours instable) et de noyau engendré (celui ayant subi la

décroissance radioactive et qui peut être instable ou stable).

La décroissance radioactive d’un atome radioactif forme généralement un noyau engendré

dans un état excité. La radiation électromagnétique qui est émise par le noyau qui passe d’un

état d’énergie supérieur à un état d’énergie inférieur est appelée rayon gamma. Cette

transition est analogue à l’émission de rayons X lors d’une ionisation d’atomes. Mais comme

l’énergie nécessaire à rééquilibrer l’énergie dans un noyau est beaucoup plus importante, les

rayons gamma sont généralement beaucoup plus énergétiques que les rayons X.


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Il existe une autre méthode lorsque la désexcitation ne se fait pas par émission de

rayonnement gamma : la conversion interne. Ce processus de désexcitation se fait par

transfert orbital d’électrons. L’électron est éjecté de l’atome avec l’énergie cinétique

équivalente au rayonnement gamma moins l’énergie de liaison.

2.5 INTERACTION DE PARTICULES AVEC LA MATIÈRE

Il faut différencier le comportement des particules lourdes avec celui des particules légères.

D’un côté, on entend par « lourdes » les particules beaucoup plus lourdes que les électrons,

c’est-à-dire toutes les particules à l’exception des électrons eux-mêmes puis des positrons

(même masse que l’électron mais avec une charge électrique positive). Pour ce genre de

particules, la perte d’énergie est dominée par leur interaction électromagnétique avec les

électrons atomiques : processus d’excitation et d’ionisation.

D’un autre côté, la perte d’énergie des particules légères (électrons et positrons) est détectée

principalement grâce à l’observation de la perte d’énergie par rayonnement (processus

expliqué ci-dessous).

Une autre distinction importante entre des particules légères et lourdes est leur cheminement

dans la matière. Les électrons suivent des chemins tortueux, résultat de la diffusion causée par

l’attraction ou la répulsion coulombienne. Par contre, les particules plus lourdes ont un

cheminement plus direct. On peut voir ce phénomène dans la figure 5 suivante.

Figure 5. Cheminement dans la matière. L’électron à gauche et le photon alpha particule lourde à droite. Source : JT Bushberg et al. 2002, p. 34.

L’excitation est le transfert d’une partie de l’énergie de la particule incidente vers des

électrons dans le matériau absorbant. L’énergie ne dépasse pas l’énergie de liaison de

l’électron. Suite à l’excitation, l’électron va retourner vers un niveau d’énergie plus bas en

émettant des radiations électromagnétiques ou des électrons Auger. Ce phénomène est

montré dans la figure 6.


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Lorsque l’énergie transférée dépasse l’énergie de liaison, il y a alors ionisation et un électron

est éjecté de l’atome (voir figure 7). Le résultat est un atome chargé positivement. Parfois, les

électrons ainsi éjectés possèdent suffisamment d’énergie pour engendrer une autre ionisation

appelée ionisation secondaire.

Figure 7. Processus d’ionisation Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 32.

À peu près, 70% des particules chargées d’énergie mènent vers une excitation non-ionisante.

Lorsque l’on parle de « ionisation spécifique », on parle du nombre d’ions primaires et

secondaires produits par unité de longueur du trajet de la particule. Elle croît avec la charge

électrique de la particule et décroît avec la vitesse de la particule incidente. À vitesse plus

basse, la particule a le temps d’interagir plus longuement avec la matière.

Figure 6. Processus d’excitation Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 32.


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2.6 EFFET PHOTOÉLECTRIQUE

L’effet photoélectrique est le principal effet existant quand on parle de l’interaction entre

photons et un matériau (action de la lumière sur un matériau). Des électrons sont éjectés du

matériau lorsque des photons interagissent.

Toute l’énergie du photon incident est transmise à l’électron périphérique en l’extrayant de

son atome et en créant un atome ionisé. La transmission partielle d’énergie est liée à l’effet

Compton.

2.7 EFFET COMPTON

De manière simple, l’effet Compton est attribué à l’allongement de la longueur d’onde et au

changement de la direction de la trajectoire d’un photon dans la diffusion de celui-ci sur une

particule de matière.

La variation de longueur d’onde donne par conséquence une variation d’énergie. Le photon

perd son énergie, laquelle est entièrement distribuée à l’électron sur lequel la diffusion s’est

faite.

2.8 TRANSFERT LINÉIQUE D’ÉNERGIE

Le transfert linéique d’énergie (LET, « linear energy transfer » en anglais) est le produit de

l’ionisation spécifique (IP/cm) et de l’énergie moyenne déposée par pair d’ions (eV/IP). C’est le

transfert linéique d’énergie qui détermine en grande partie les conséquences d’une exposition

à des radiations. En général, des particules à LET élevé (particules alpha, protons etc.) sont

beaucoup plus dommageables que des particules à LETS faible (électrons, beta moins et beta

plus).

Ce paramètre est défini en eV/cm, inversement proportionnel à l’énergie cinétique de la

particule (à vitesse plus basse l’ionisation spécifique augmente), et il est proportionnel au

carré de la charge.


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2.9 LE RAYONNEMENT

En revenant à la détection de perte d’énergie pour ce qui concerne les particules légères, il

faut introduire le concept de rayonnement.

Le rayonnement est l’énergie qui traverse l’espace ou la matière. Il existe deux types de

rayonnements :

- Électromagnétique : rayonnement qui est issu de différents champs

électromagnétiques comme les ondes radioélectriques, les ondes lumineuses, visibles

ou invisibles et les rayons X et gamma.

- Corpusculaire : radiations dues aux particules : protons, électrons ou neutrons.

Le rayonnement électromagnétique se propage dans la matière, mais n’a pas besoin de la

matière pour se propager. Il a comme vecteur le photon, une particule dépourvue de masse.

Sa vitesse de propagation maximale est atteinte dans le vide (2.998 x 108 m/sec). Dans

d’autres médiums, la vitesse de propagation est fonction des caractéristiques de transport de

la matière. Les ondes électromagnétiques se propagent en ligne droite, mais sa trajectoire

peut être déviée par des obstacles. Cette interaction peut avoir lieu soit par diffusion soit par

absorption. Les ondes électromagnétiques sont caractérisées par leur longueur d’onde, leur

fréquence et leur énergie par photon. Les ondes peuvent être des ondes radio, TV, micro-

ondes, infrarouge, visible, ultraviolet, rayons X ou gamma.

Figure 8. Les ondes électromagnétiques Source : http://www.unilim.fr/theses/2003/sciences/2003limo0064/images/image375.jpg

http://www.techno-science.net/?onglet=glossaire&definition=3293


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Parmi toutes les sortes d’ondes électromagnétiques, l’imagerie de diagnostic utilise :

a) Rayons gamma : ils émanent du noyau d’un atome radioactif qui est utilisé pour

imager la distribution d’agents chimiques dans le corps.

b) Rayons X : ils sont produits en dehors du noyau et sont utilisés dans la radiographie et

la tomographie.

c) Rayons visibles : ils sont utilisés pour analyser les images radiographiques une fois

qu’elles ont été produites.

d) Radiations radiofréquence électromagnétiques dans la région FM (Frequency

modulation, dans la gamme des très hautes fréquences) : elles sont utilisées comme

signal de réception et de transmission dans l’IRM (Imagerie par Résonance

Magnétique)

Toutes les ondes sont caractérisées par leur :

- Amplitude (A) : intensité de l’onde qui spécifie son hauteur maximale. Exprimée

typiquement en nanomètres (10-9 m).

- Longueur d’onde (lambda, λ) : distance entre deux points identiques adjacents sur la

courbe. Exprimée typiquement en nanomètres (10-9 m).

- Période (T) : temps nécessaire pour compléter un cycle. Exprimé en sec.

- Fréquence (mu, μ) : nombre de périodes par seconde. Exprimée en Hz (cycle/sec)

- La vitesse (c) : vitesse à laquelle l’onde se déplace puis le résultat de multiplier λ par μ.

Exprimée en nanomètres par seconde.

Figure 9. Quelques paramètres des ondes électromagnétiques Source : JT Bushberg et al., 2002, p. 18.

On peut décrire les ondes électromagnétiques comme des ondes ou des particules. Dans

certaines situations, les ondes électromagnétiques se comportent comme des ondes, dans

d’autres, comme des particules.

http://fr.wikipedia.org/wiki/Tr%C3%A8s_haute_fr%C3%A9quence


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Elles ont un comportement de particules lorsqu’elles interagissent avec la matière. Cet

ensemble de particules s’appelle photons. L’énergie du photon est donnée par la formule ci-

dessous :

( ) ( ) (

)

( )

Où : h = 6.62 x10-34 J-sec = 4.13 x 10-18 keV-sec (constante de Planck)

Lorsque E est exprimé en en keV et en nm:

( ) ( )

* 1 eV est l’énergie acquise par un électron lorsqu’il traverse une différence de potentiel d’1 V

dans le vide.

3 SECTEUR IMAGERIE MÉDICALE

Toute machine dédiée au secteur de l’imagerie médicale du corps humain nécessite une

quelconque forme d’énergie. Dans ce cas là, cette énergie doit être capable de pénétrer les

tissus.

D’un côté, la lumière visible a une capacité limitée à pénétrer les tissus. Elle est utilisée plutôt

à l’extérieur du département de radiologie : dermatologie (photographie de la peau), en

gastro-entérologie (inspection du tube digestif), en obstétrique (étude de la grossesse et de

l’accouchement) à partir de l’endoscopie et en pathologie (étude des maladies en utilisant le

microscope).

C’est donc le spectre électromagnétique hors de la lumière visible qui est utilisé en radiologie

diagnostique : rayons X, mammographie (étude des seins), la tomographie axiale, la résonance

magnétique et la médecine nucléaire. Toutes ces modalités seront expliquées dans les sections

suivantes.

À l’exception de la médecine nucléaire, les techniques d’imagerie n’ont pas seulement besoin

de pénétrer les tissus mais doivent aussi interagir avec ce tissu sous forme d’absorption,

d’atténuation et de diffusion. Dans le cas contraire, l’énergie détectée ne contiendrait aucune

information utile sur l’anatomie du patient et il ne serait pas possible de construire une image

en utilisant cette information.

De plus, la qualité des images médicales a surtout une utilité au niveau diagnostique.

L’évaluation d’une image médicale ne comprend donc pas de critères artistiques mais des

critères techniques. Dans la plupart des cas, il s’agit de trouver un compromis entre

l’acquisition d’une image médicale de qualité et la santé et la sécurité du patient. Il est sûr

qu’une meilleure image par rayons X peut être obtenue en augmentant la dose d’irradiation

administrée au patient, par résonance magnétique grâce à un temps d’acquisition plus long ou


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de meilleures images ultrasonores grâce à un niveau d’ultrasons plus élevé, etc. Néanmoins,

cette amélioration serait au dépend de la sécurité ou du confort du patient. Il s’agit donc de

trouver un compromis entre qualité de l’image et sécurité du patient.

3.1 LES MODALITÉS

Différents types d’images peuvent être obtenues en variant le type d’énergie utilisée et la

technologie d’acquisition. Les différentes façons de fabriquer des images médicales sont des

modalités d’imagerie. Chaque modalité a son application en médecine.

3.2 LA RADIOGRAPHIE PLANE (GRAPHIE)

Il s’agit de la première technologie d’imagerie médicale. Elle fut découverte en 1895 par le

physicien Wilhelm Roentgen, qui fit aussi les premières images de l’anatomie humaine. C’est la

radiographie qui a donné naissance à la discipline appelée radiologie.

À la base, cette technologie n’utilise que deux grands équipements : une source de rayons X

positionnée devant le patient et un détecteur de rayons X (plat en général) qui est placé de

l’autre côté (Figure 10).

Figure 10. Équipements radiographiques. Source : Jacob, 2010, p. 28.

Le processus de base consiste en une émission de rayons X de courte durée (0.5 sec) de la

source positionnée en face du patient et qui interagit avec celui-ci. Le détecteur permet de voir

comment les rayons X se sont modifiés une fois qu’ils ont traversé le corps. Les rayons X, à la

sortie de la source (du tube à rayons X) sont atténués par les milieux biologiques traversés

suivant une loi exponentielle qui tient compte de l'absorption photoélectrique et de la

diffusion par effet Compton. Soit I0 le flux incident de rayons X pénétrant et suivant l'axe x


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dans un milieu hétérogène de coefficient d'absorption (x), et I le flux émergent, nous

obtenons la relation suivante :

∫ ( )

Ainsi, la distribution homogène initiale des rayons (ceux qui sont sortis de la source) est

modifiée selon l’intensité avec laquelle ceux-ci sont absorbés (processus nommé atténuation)

ou diffusés dans le corps. Les propriétés d’atténuation des tissus comme l’os ou les tissus mous

sont différentes, ce qui résulte en une distribution non homogène des rayons qui émergent du

patient et qui, en conséquence vont atteindre la plaque du détecteur. L’image radiographique

est donc l’image de la distribution des rayons X, où les zones les plus blanches sont celles qui

correspondent aux zones de grande atténuation et celles qui sont plus foncées correspondent

aux zones de moindre atténuation. Le détecteur peut être soit un film photosensible soit un

système de détection électronique (radiographie digitale).

La radiographie est une imagerie par transmission et projection. La source de rayons est à

l’extérieur du corps (concept lié à l’imagerie par transmission), et chaque point de l’image

correspond à une information le long d’une trajectoire linéaire à travers le patient (voir ci-

dessous le concept d’imagerie par projection).

Dans ces principaux domaines, la radiographie est très largement utilisée pour le diagnostic de

fractures osseuses, de cancer des poumons et de problèmes cardiovasculaires.

Figure 11 : Radiographie antéropostérieure et latérale d’un coude. Source : http://en.wikipedia.org/wiki/Projectional_radiography

Lorsqu’une radiographie est prise, le patient reçoit une dose d’irradiation qui dépend de

l’examen et de l’appareil utilisé. Le sievert (Sv) est l’unité du système international dérivé de la

dose équivalente. La dose équivalente est une grandeur physique mesurant l’impact sur les

tissus biologiques d’une exposition à un rayonnement ionisant, notamment à une source

radioactive. Définie comme la dose absorbée (énergie reçue par l’unité de masse) corrigé d’un


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facteur de pondération du rayonnement (sans dimension et qui prend en compte la

dangerosité relative du rayonnement considéré). Le sievert est équivalent à un joule par

kilogramme (J/Kg).

3.3 LA RADIOGRAPHIE BASSE DOSE : L’AVENIR

Une technique qui donne des résultats très encourageants est la radiographie biplan basse

dose (EOS). Comme son propre nom l’indique, cette modalité utilise une dose de rayons X plus

basse qu’une radiographie classique afin d’obtenir deux images (biplan) radiographiques de

meilleure qualité comparativement aux radiographies conventionnelles. Ces images de face et

de profil permettront ensuite la reconstruction 3D des structures osseuses à l’aide de logiciels

spécialisés.

Le laboratoire de biomécanique (LBM, CNRS – ENSAM, Paris) et le laboratoire de recherche en

imagerie et orthopédie (LIO, ÉTS, Montréal) développent une méthode innovante de

reconstruction 3D à partir de radiographies obtenues de face et de profil.

L’imagerie en champs sombre est une technique basée sur les interférences des rayons X

lorsqu’elles ont traversé les matériaux, interférences qui donnent des informations sur le

contraste de phase et des informations sur les champs sombres des images.

Les images en champs sombre sont sensibles à la diffusion des radiations à l’intérieur du

matériau lui-même, tandis que les images traditionnelles à rayons X ne le sont pas. Cette

sensibilité permet de révéler des changements subtils de la structure osseuse, des tissus mous

ou des autres composés, en procurant une clarté incomparable.

Grâce à l’imagerie en champs sombre on pourrait diagnostiquer l’apparition de l’ostéoporose

et pour les tissus mous, diagnostiquer précocement les cancers du sein, les plaques associées à

la maladie d’Alzheimer, etc.

Figure 12 : Système EOS Source : http://www.maitrise-orthop.com/viewPage.do?id=1101


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3.4 LA FLUOROSCOPIE

La fluoroscopie est l’acquisition en continu

d’images radiographiques en temps réel de

radiographie. Il s’agit d’une technique qui est

capable d’obtenir des images en mouvement

en temps réel des structures internes du

patient. Le fluoroscope est une machine

équipée d’une source de rayons X et d’un

écran fluorescent, laquelle est en même

temps divisée en un intensificateur d’images

de rayons X et une caméra CCD (caméra

dotée d’un capteur CCD, dispositif à transfert

de charge qui transforme les photons

lumineux reçus en tensions proportionnelles

au nombre d’électrons éjectés par effet

photoélectrique qui seront postérieurement

numérisés).

Figure 13. Le fluoroscope C-arm. Source :

http://host123.ebm.bestsoftwarehost.com/images/XR-Z-CB7D%20X.jpg

Le processus d’obtention d’images est le même que celui de la radiographie. Par contre, la

fluoroscopie permet d’obtenir plusieurs radiographies simultanément et celles-ci sont

rapportées sur l’écran fluorescent et enregistrées simultanément par la caméra CCD.

On peut définir un écran fluorescent comme une couche de matériel couvert d’une substance

fluorescente afin d’émettre de la lumière visible quand elle est frappée par la radiation

ionisante provenant de la source de rayons X.

L’intensificateur d’images de rayons X permet de voir les images sous conditions normales (à

l’époque, les radiologistes devaient analyser les résultats obtenus dans des chambres noires

ou avec des « lunettes rouges adaptées »), et permet également de les enregistrer.

On utilise les caméras CDD car elles ont un senseur d’images (convertissage d’une image

optique par un signal électrique) en agissant comme un dispositif photoélectrique qui est idéal

dans ce cas-là.

La fluoroscopie est utilisée dans des situations très diverses :

- pour le positionnement de cathéters dans les artères,

- pour visualiser des agents de contraste (produit qu’on introduit au patient et qui permet la

visualisation des structures anatomiques ou pathologiques étant donné sa capacité

d’absorption des rayons X)

- pour visualiser le tractus gastro-intestinal ou

- pour d’autres procédures où le résultat en temps réel est nécessaire (placement de

ligaments artificiels, suivi en temps réel d’opérations chirurgicales, etc.).


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La fluoroscopie est aussi utilisée pour faire des films de rayons X d’organes en mouvement,

comme le cœur ou l’œsophage.

À titre d’exemple, l’utilisation de la fluoroscopie pour l’analyse de l’intestin grêle est mise en

place à l’aide d’une radiographie conventionnelle après l’injection de produit de contraste par

le biais d’un cathéter, directement dans la lumière de l'intestin grêle. La réception des rayons X

transmis se fait par un écran digital, permettant d'enregistrer l'image en continu. Le point fort

plus évident est l'enregistrement en continu, qui permet, en plus de la visualisation

morphologique, de mettre en évidence les mouvements péristaltiques du tube digestif. Par

contre, le patient reçoit une forte irradiation.

Figure 14. Résultat d’une fluoroscopie d’intestin grêle. Source : http://edumed.unige.ch/

3.5 LA MAMMOGRAPHIE

La mammographie est une radiographie de la poitrine et donc une imagerie par transmission

et par projection. L’énergie des rayons X est beaucoup plus faible que celle d’autres

applications (environ 0.7 mSv) et les machines modernes de mammographie sont désignées

spécifiquement pour cette fin. La mammographie sert à diagnostiquer le cancer du sein

asymptomatique (qui n’a pas encore produit de symptômes) et le cancer du sein

symptomatique (celui qui a déjà produit symptômes).

Figure 15. Résultat d’une mammographie Source : http://www.radiologie-idar-oberstein.com/html/mammographie.html

http://www.radiologie-idar-oberstein.com/html/mammographie.html


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Figure 16. Appareil mammographique

Source : http://www.chuv.ch/rad/rad_home.htm

3.6 LA TOMOGRAPHIE AXIALE CALCULÉE PAR ORDINATEUR

3.6.1 PRÉSENTATION

La tomographie axiale calculée par

ordinateur (TACO), aussi appelée CT-scan

(CT équivaut à Computed Tomography) ou

tomodensitométrie, a été disponible dès

les années 70 et est la première modalité

d’imagerie qui a été rendue possible grâce

à l’ordinateur. Les images de tomographie

axiale sont produites en passant des

rayons X à travers le corps humain selon

un grand nombre d’angles grâce à

l’effectuation d’une rotation du tube à

rayons X autour du corps. Des barrettes

des détecteurs à rayons X sont situées à

l’opposé de la source et collectent les

données transmises. Les points ainsi collectés sont synthétisés par un ordinateur qui produit

une image tomographique. Le terme de tomographie veut dire tomo (tranche) et graphie

(image). Ainsi, ce processus consiste en la prise de plusieurs tranches selon des inclinations

différentes. La tomographie axiale est une technique de transmission qui résulte en une série

de tranches de tissu du patient. L’avantage est la possibilité de visualiser des tranches de tissus

sans avoir la superposition des autres structures sur ou sous-jacentes. Par la suite, on pourra

extraire des modèles 3D en utilisant des techniques de reconstruction.

Figure 17. Scanner tomographique

Source : http://occidentlibre.files.wordpress.com/2009/12/scanner-

tomo-graphique-0061.jpg

http://www.chuv.ch/rad/rad_home.htm


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Cette méthode a modifié la chirurgie dans le sens qu’elle permet d’éviter des interventions

chirurgicales exploratoires. Les scanners modernes peuvent acquérir des images de moins

d’1mm d’épaisseur sur le corps au complet et permettent de révéler la présence de cancers,

disques rompus, anévrismes et un grand nombre d’autres pathologies. À l’aide de la

tomographie, on peut faire ressortir certains tissus en injectant un produit de contraste

(souvent un complexe d’iode comme l’iode hydrosoluble, ou des produits contenant du sulfate

de baryum ou des métaux lourds). À titre d’exemple, l’iode est communément utilisée pour

faire ressortir les vaisseaux sanguins, car après l’injection de la solution iodée, ceux-ci

apparaissent hyperdenses et sont très visibles lorsque l’irradiation est faite. Les scanners se

sont beaucoup améliorés depuis les années 70 alors qu’ils ne permettaient d’acquérir que des

coupes isolées. Le patient était placé sur une table mobile qui se déplaçait sous l’anneau

circulaire chaque fois qu’un niveau d’acquisition (coupe ou slice) était requis. Le patient restait

immobile pour chacune des prises d’images. Aujourd’hui, avec l’augmentation des barrettes et

le déplacement automatique de la table, on peut faire un examen tomographique en très peu

de temps avec un grand nombre d’images. Évidemment, la dose émise au patient doit être

considérée et il faut la limiter autant que possible, surtout dans le cas des maladies bénignes.

Les équipements sont de plus en plus sophistiqués et l’on dispose maintenant de deux

principaux types de scanner : les spiralés ou hélicoïdaux et les doubles tubes.

Pour le scanner spiralé, l’émission des rayons X (l’acquisition) est toujours continue. La table

avance dans l’anneau circulaire à une vitesse fixe (donnée par le paramètre pitch : distance par

révolution / largeur des rayons (beam width)) en atteignant des examens qui ont une durée de

quelques secondes. Les premiers scanners spiralés avaient uniquement une barrette (single

slice scanners en anglais), ce qui ne permettait qu’une seule acquisition de données pour

chaque position lorsqu’une rotation des tubes à rayons X était effectuée. L’apparition des

scanners multi-barrettes (multi-slices scanners en anglais) a permis d’augmenter le nombre de

tranches par rotation. Un scanner est maintenant capable d’atteindre un total de 320 tranches

par rotation. Avec les appareils de dernière génération, il est possible d’effectuer des rotations

Figure 18. Tomographie du crâne Source : http://commons.wikimedia.org/wiki/File:Computed_tomography_of_human_brain_-_large.png


p. 18

chaque 260 ms (comparativement à 500 ms pour les appareils anciens), des coupes plus fines,

d’accéder à la reconstruction tridimensionnelle de structures de taille réduite (telles que les

artères coronaires) et de réussir à faire des images d’aussi bonne qualité en utilisant des

irradiations inferieures.

Le scanner doubles tubes est le premier scanner à double source de rayons X. Il s’agit d’une

technologie avec deux sources de rayons X qui sont disposées à angle droit l’une par rapport à

l’autre qui peut offrir une vitesse d’acquisition (un pitch de 3,2) et une résolution temporelle (à

75 ms) deux fois plus élevée. Il est également possible d'utiliser les deux tubes à des énergies

différentes (double énergie), ce qui ouvre de nouveaux domaines d'utilisation.

3.6.2 PRINCIPES D’ACQUISITION D’IMAGES

Le tomodensitomètre (CT Scan) est basé sur la mesure des différents coefficients d'absorption

µ(x,y) des tissus traversés par un faisceau de rayons X (voir formule de la section radiographie)

ou CA. L’absorption et l'atténuation sont deux concepts étroitement liés, car ce qui est absorbé

par les tissus est dû à l’atténuation des rayons incidents. Chaque tissu a son coefficient

d'absorption propre qui dépend de la densité du tissu et de l'énergie du faisceau du rayon X

qui le traverse.

La réalisation la plus simple d'un CT Scan nécessite donc un émetteur de rayons X, un

détecteur qui lui est solidaire et un corps à étudier. Le corps sera bien sûr placé entre

l'émetteur et le détecteur (voir figure 19 ci-dessous).

En animant simultanément un mouvement de translation selon l’axe x, le faisceau de rayons X

et le détecteur tournent (car ils sont solidaires). On peut connaître les projections des

coefficients d'absorption en plusieurs points pour un angle donné par rapport à l'objet. C’est

de cette façon que l’on obtient un profil d’absorption selon x pour un angle donné (voir figure

20).

Figure 19. Éléments nécessaires pour la réalisation la plus simple d’un CT Scan Source : http://www.aapm.org/meetings/07AM/VirtualPressRoom/LayLanguage/IIMultiplexing.asp


p. 19

Figure 20. Obtention d’un profil d’absorption selon x par un angle donné Source : JT Bushberg et al., 2002 (gauche) et JM Lina et C. Laporte [notes du cours GTS601 : Principes de l’imagerie

médicale. ÈTS], 2010 (droite)

Par la suite, on fait tourner le système de quelques degrés et on recommence une série de

mesures lors de la nouvelle translation (voir figure 21).

Figure 21. Rotation du système et nouvelle translation

Source JT Bushberg et al., 2002

Figure 22. Ensemble d’opérations à répéter Source : JM Lina et C. Laporte [notes du cours

GTS601 : Principes de l’imagerie médicale. ÈTS], 2010

Ces opérations sont répétées sur 180 degrés. On voit trois exemples de projections dans la

figure 22 ci-dessous.

La connaissance des profils d’absorption

suivant les différents angles donne comme

résultat la valeur du coefficient d’absorption à

chaque point du plan. C'est un ordinateur qui

se charge des calculs et qui reconstitue une

image plane numérique en donnant à chaque

pixel un niveau de gris correspondant au

coefficient d'absorption. L’ensemble de

tranches donnera différents pixels superposés,

ce qui servira à l’obtention des voxels (pixels en

3D) en utilisant des traitements numériques

par ordinateur des coupes 2D (voir figure 23).

Figure 23. Image résultante Source JT Bushberg et al., 2002, p. 329


p. 20

4 PRODUCTION DE RAYONS X, TUBES À RAYONS X ET

GÉNÉRATEURS

4.1 PRODUCTION DE RAYONS X

Les rayons X peuvent être produits de

deux manières différentes. La première

manière est celle liée aux changements

d’orbite des électrons. Des rayons X sont

produits par des transitions électroniques

qui font intervenir les couches internes

proches du noyau. Ces transitions peuvent

êtres données lors d’un rayonnement

incident de rayons X vers l’atome ou bien

par un bombardement d’électrons, fait qui

provoquera l’excitation de l’atome

(éjection des électrons). Si l’électron éjecté

est proche du cœur, un électron de la

périphérie va occuper sa position

(processus de désexcitation) en émettant

un photon qui va appartenir au domaine X.

La deuxième façon de produire des rayons X est basée sous le principe d’accélération (freinage

et changement de trajectoire) d’électrons.

Un tube à rayons X sera alors nécessaire. Le principe est le suivant :

Lorsqu’on applique une haute tension électrique (de l’ordre de 20 à 400 kV) entre deux

électrodes, un courant d’électrons, de la cathode vers l’anode (appelée aussi anticathode ou

cible), est produit. Lorsque le faisceau d’électrons avance vers la cible, ils est freiné par les

atomes de celle-ci, en provoquant un rayonnement continu de freinage ou de Bremsstrahlung

(phénomène décrit plus bas), dont une partie du spectre est dans le domaine des rayons X. En

même temps, les rayons résultant provoquent l’excitation des atomes de la cible qui, telle que

décrit au début de cette section, réémettent un rayonnement X grâce au phénomène de la

fluorescence X. Le tube donnera un spectre résultant de la superposition du rayonnement de

freinage et de la fluorescence X de la cible.

Figure 24. Phénomène de la fluorescence X.

Source JT Bushberg et al., 2002, p. 101.


p. 21

Figure 25. Procédure d’obtention des rayons X, tube à rayons X. Source JT Bushberg et al., 2002, p.98.

Figure 26. Superposition du rayonnement continu de freinage et de la fluorescence X Source : http://www.maxisciences.com/rayon-x/tout-savoir.html

D’un autre côté, lorsqu’on parle de la production de rayons X basée sur le principe

d’accélération par changement de trajectoire, on parlera du rayonnement synchrotron, qui est

donné grâce à l’accélérateur circulaire synchrotron. Dans de tels accélérateurs, un champ

magnétique permet d’accélérer un faisceau d’électrons, où selon les équations de Maxwell,

ces particules chargées vont émettre un rayonnement électromagnétique. Selon la vitesse

appliquée aux électrons, on atteindra une partie du spectre électromagnétique ou une autre.

4.2 RAYONNEMENT CONTINU DE FREINAGE OU DE BREMSSTRAHLUNG

Ce rayonnement électromagnétique est créé par le ralentissement des charges électriques

lorsqu’une cible solide est bombardée par un faisceau d’électrons. Ce ralentissement est dû

aux champs magnétiques des noyaux de la cible, qui font varier la vitesse des électrons

constituants du faisceau. Par ailleurs, comme les équations de Maxwell le disent, toute charge

dont la vitesse varie (en valeur absolue ou en direction), rayonne. Le flux de photons crée un

spectre en énergie quasiment continu.


p. 22

Figure 27. Rayonnement continu de freinage au de Bremsstrahlung Source : http://en.wikipedia.org/wiki/Bremsstrahlung

4.3 TUBES À RAYONS X

Le tube à rayons X le plus largement utilisé est le tube de Coolidge (encore appelé tube à

cathode chaude). C’est un tube sous vide poussé (proche des 10-4 Pa et des 10-6 torr),

recouvert d’une enceinte plombée. Un filament de tungstène chauffé par un courant

électrique (effet Joule) est chargé d’émettre les électrons composant du faisceau qui servira à

bombarder l’anode. Ce filament constitue la cathode du tube. Deux sortes de géométries

existent : le tube à fenêtre latérale (le filament est un solénoïde d’axe rectiligne, il est placé

face à la cible, et où la trajectoire des électrons est une droite), et le tube à fenêtre frontale (le

filament est un solénoïde à axe circulaire entourant l’anode et en donnant une trajectoire

courbée aux électrons). Ci-dessous, les configurations en images.

Figure 28. Géométrie : fenêtre latérale

Source : http://fr.academic.ru/dic.nsf/frwiki/1666601

Figure29. Géométrie : fenêtre frontale

Source : http://fr.academic.ru/dic.nsf/frwiki/1666601


p. 23

Une amélioration des tubes permet d’avoir des intensités de rayons X plus importantes. Ce

système d’amélioration est appelé sous le nom de tubes à anode tournante, où une anode de

grande dimension et en forme cylindrique est tournée de sorte que chaque partie de celle-ci

ne soit irradiée que pendant des courts intervalles de temps. On réussit, avec cette méthode à

faciliter la dissipation de la chaleur.

Afin de procurer un spectre continu, une énergie maximale, une quantité élevée des rayons

émis et une intensité la plus importante possible, il faut bien étalonner les principaux

paramètres des tubes à cathode chaude. Il faut faire surtout très attention aux trois

paramètres suivants : la composition chimique de la cible, la tension anode-cathode et

l’intensité du filament. En ce qui a trait à la composition chimique de la cible, celle-ci

déterminera le spectre et fera varier les énergies/longueurs d’onde des raies Kα1, Kα2 et Kβ,

des atomes de la cible. Ensuite, en ce qui a trait à la tension anode-cathode, il faut assurer une

tension élevée entre ces deux électrodes car c’est ce paramètre qui va déterminer la forme du

spectre continu de freinage et des autres grandeurs comme l’énergie maximale des rayons X

émis. Plus on augmente la tension, plus l’énergie maximale des rayons X (énergie des photons)

augmente, et par conséquent, plus la longueur d’onde minimale diminue. L’énergie des

électrons émis par le filament de tungstène et accélérés par le tube suivent cette équation :

Où E0 l’énergie cinétique exprimée en (keV), V est la tension entre anode-cathode et e est la

charge de l’électron. Une E0 supérieure à l’énergie d’ionisation des électrons des couches

internes des atomes de l’anode provoquera, en plus du rayonnement continu de freinage, la

fluorescence de la cible. On verra donc des raies Kα1, Kα2 et Kβ des atomes de la cible. À

l’inverse, une E0 inférieure à cette énergie d’ionisation procurera seulement le rayonnement

continu de freinage. Finalement, pour assurer une bonne quantité de rayons X émis, il faut

bien étalonner l’intensité parcourant le filament, intensité qui est directement proportionnelle

à celle des rayons X.

4.4 GÉNÉRATEURS

Le générateur de rayons X appliqué à la radiologie humaine utilise normalement une puissance

qui est entre les 30 et 100KW. On utilise une forte puissance étant donné que le cliché doit

être réalisé rapidement afin d’éviter le flou dû au mouvement du patient.

En ce qui concerne la tension, à titre d’exemple, pour faire une mammographie la tension

d’émission est de 20 kV. Pour faire une radiographie pulmonaire, la tension monte jusqu’aux

150 KV. Pour un diagnostic radiothérapeutique, la tension peut atteindre les 250 kV.

Les générateurs d’aujourd’hui travaillent à haute fréquence. La haute fréquence sert à

diminuer l’énergie qu’il est nécessaire de stocker dans les différents condensateurs du

système. Cela permet de réduire l’encombrement de la partie haute tension et de diminuer

l’énergie qui peut être accidentellement libérée dans le tube à rayons X lors de claquages.


p. 24

Dans le domaine médical, la haute fréquence permettra de réduire la dose de rayonnement

mou reçue par le patient, qui n’est pas utile pour l’imagerie et moins encore pour le patient.

5 ULTRASONS

L’ultrason est un son dont la fréquence est supérieure à 20 000 Hz. C’est une onde mécanique

et élastique qui a besoin d’un support matériel pour se propager. On parle d’ultrason car leur

fréquence est trop élevée pour être audible à l’oreille humaine (son trop aigu). Sa vitesse

change d’un milieu à l’autre. Par exemple, la célérité du son dans l’air est de 300 m/s alors que

dans en milieu aqueux, il a une vitesse de 1500 m/s (presque la même vitesse qu’il aura dans

l’organisme humain).

Pour bien comprendre le fonctionnement des ultrasons dans le domaine de la médecine, on

doit d’abord parler du comportement de ceux-ci quand ils traversent les corps humain.

Avant tout, il faut savoir que les tissus présentent une résistance au passage des ultrasons,

résistance variable selon le tissu et dépendant du module d’élasticité et de la densité du tissu.

Les tissus sont séparés par des interfaces. Lorsque les ultrasons frappent l’interface, une partie

de l’énergie incidente est transmise, une autre est réfléchie et, si la taille de l’interface est

inférieure à la longueur d’onde des ultrasons, une dernière partie est diffusée (l’onde incidente

est renvoyée dans toutes les directions de l’espace). La transmission, ainsi que la réflexion sont

fonction de l’angle d’incidence de l’onde sonore. Il existe une transmission dans la même

direction et de même sens lorsque l’incidence est faite perpendiculairement à l’interface. Dans

ce cas, la réflexion est faite dans le sens contraire. Quand l’incidence n’est pas perpendiculaire,

apparaît le phénomène de réfraction. L’onde transmise subit une déviation, tandis que l’onde

réfléchie est déviée d’un angle égal à celui de l’onde incidente par rapport à la normale à

l’interface. Les énergies transmises et réfléchies, ainsi que l’angle de réfraction sont fonction

de la différence d’impédance entre les tissus. La réflexion sera élevée si la différence

Figure30. Comportement des ultrasons lorsqu’ils se rencontrent avec une interface

Source : http://umps.med.univ-tours.fr/coursUS.html


p. 25

d’impédance entre les tissus est élevée. Il existe enfin un phénomène d'absorption de l'énergie

par les tissus traversés qui transforme l'énergie acoustique en énergie calorifique.

5.1 L'EFFET DOPPLER

L’effet Doppler correspond à la perception de la fréquence d’un processus ondulatoire qui

change en fonction de l’existence ou non d’un déplacement relatif entre l’observateur et le

phénomène. Si l’observateur se dirige vers la source du mouvement ondulatoire, la fréquence

qu’il va percevoir sera plus forte, par contre, si s’en éloigne, la fréquence perçue sera plus

faible. Un déplacement parallèle à la source provoquera une différence majeure entre la

valeur relative de la fréquence et la valeur qui est liée à un point fixe dans l’espace. Par contre,

un mouvement relatif perpendiculaire ne provoquera nulle modification. Ce phénomène peut

aisément se comprendre lorsqu’on entend passer une voiture de police dont le son émis

change de fréquence (de hauteur) selon l’emplacement de la voiture.

5.2 L'ÉCHOGRAPHIE

Lorsqu’une onde ultrasonore rencontre une

interface, elle est réfléchie sans subir aucune

modification de sa fréquence. L’énergie ainsi

réfléchie (écho) sera utilisée afin d’identifier, localiser

et caractériser l’interface avec laquelle l’onde a

frappé.

L’image échographique sera créée grâce à la

captation des énergies réfléchies par les différentes

interfaces traversées.

Pour mieux expliquer ce qu’est qu’une échographie,

nous poursuivrons avec une petite description du

fonctionnement de l’échographe, l’appareil chargé de

faire des échographies.

L’échographe est constitué d’une sonde, du gel, d’un

système informatique, d’une console de commande,

d’un système de visualisation (moniteur) et d’un

système d’enregistrement des données.

Figure 31. l’Échographe Source : http://web-

japan.org/nipponia/nipponia32/images/feature/16_4.jpg

L’élément de base de l’échographie est la sonde (nommée barrette échographique), plus

encore, l’élément de base de l’échographie est une céramique piézoélectrique située dans la

sonde. Cette céramique joue le rôle autant d’émettrice que de réceptrice des ultrasons. Ainsi,

la sonde va générer des ultrasons quand elle sera soumise a des impulsions électriques, mais

elle va aussi capter les échos. Quand elle agit comme réceptrice, on parle de transducteur


p. 26

ultrasonore. Environ 1000 transducteurs ultrasonores disposés en ligne sont présents dans les

sondes normales, et environ 3000 lorsqu’on parle d’échographies cardiaques. La fonction de la

sonde consiste à envoyer des ultrasons modulables afin que ceux-ci soient réfléchis par les

éléments à étudier et qu’ensuite, un enregistrement de ces échos soit fait. Le radiologue peut

moduler la fréquence des ultrasons. Les ultrasons de fréquence élevée permettent l’obtention

de signaux plus précis en fournissant une image plus fine, et les ultrasons de fréquence plus

faible permettent l’examen des structures profondes. Afin de modifier la fréquence, plusieurs

sondes sont mises à la disposition du radiologue :

- sondes de 1,5 a 4,5 Mhz (usage courant des secteurs profonds comme l’abdomen et le

pelvis en donnant une définition de l’ordre de quelques millimètres),

- sondes de 5 Mhz (usage pour l’examen des structures de profondeur intermédiaire

comme le cœur d’enfant, en donnant une définition inférieure au millimètre,

- sondes de 7Mhz pour les petites structures qui sont assez proches de la peau, comme les

artères ou les veines, en donnant une résolution près du dixième de millimètre, et

- des sondes qui travaillent dans l’intervalle des 10Mhx jusqu’aux 18Mhz (utiles dans

l’imagerie superficielle (structures proches à la peau) et en donnant une définition proche

du centième de millimètre.

Comme vu précédemment, la fréquence d’émission des ultrasons joue un rôle important dans

le niveau de définition. D’autres paramètres comme la forme de la structure examinée et la

fréquence de réception feront également changer la qualité de l’image. À ce propos, on

obtient une bonne résolution lorsque la structure est positionnée de manière perpendiculaire

au faisceau d’ultrasons. En ce qui concerne la fréquence de réception, elle est normalement

égale à celle d’émission lorsque la sonde travaille en mode fondamental, ou égale au double

de celle émise lorsque la sonde travaille en mode harmonique. En utilisant ce mode, la sonde

ne détecte que les échos revenus du même sens que l’émission, écartant alors les échos qui

sont diffusés, permettant ainsi d’obtenir un signal plus fort et en conséquence une image

beaucoup moins bruitée.

Figure 32. Image d’une écographie obstétricale Source : http://www.radiologie-reims.fr/-Echographie-obstetricale-

Comme expliqué plus haut, d’autres composants sont aussi présents dans l’échographe. Le gel,

de son côté, assure le contact total entre la peau du patient et la sonde. Sans l’application du

gel, Il y aurait toujours des fines couches d’air entre la sonde et le patient qui atténuerait de

façon importante l’émission et la réception des ultrasons par la sonde. Cela est dû à la


p. 27

différence d’impédances acoustiques des deux milieux (Zair= 413,5 Pa·s/m, Zpeau=161,4·104

Pa·s/m).

Les signaux sont ensuite amplifiés et traités afin de les convertir en signal vidéo, où l’image est

donnée en niveau de gris qui varient selon l’intensité de l’écho reçu.

Il existe plusieurs applications dans le domaine de l’échographie : échographie gynécologique

et obstétricale (dans le cadre de la grossesse), échographie de l’appareil locomoteur (analyse

des muscles, tendons, ligaments et des nerfs périphériques), l’échographie per-opératoire,

l’échographie vasculaire (analyse des flux sanguins), l’échographie cardiaque ou

échocardiographie, l’échographie avec produit de contraste et l’élastographie (évaluation de

l’élasticité des tissus afin de détecter des cancers).

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COURS 3 · GTS503 - HIVER 2013 | COURS 3 : IMAGERIE MÉDICALE p. 05 Il existe une autre méthode lorsque la désexcitation ne se fait pas par émission de