GTS503 - HIVER 2013 | COURS 4 : IMAGERIE NUCLÉAIRE

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COURS 4 : MÉDECINE NUCLÉAIRE

1 INTRODUCTION

La médecine nucléaire est une branche de la radiologie qui désigne soit l’imagerie par

résonnance magnétique, soit la scintigraphie. Ce sont deux domaines très différents de

l’imagerie qui se regroupent pourtant sous le même chapitre. Pour l’imagerie par résonnance

magnétique, l’origine du nom vient du fait que ce sont des protons d’hydrogènes qui servent à

produire l’image. Pour la scintigraphie, on utilise la capacité d’un élément radioactif à se fixer

sur des cellules du corps d’où ils émettront des rayonnements qui pourront être détectés. Ce

chapitre présente ces deux méthodes.

La médecine nucléaire est une imagerie fonctionnelle. Plutôt qu’une juste information

anatomique, la médecine nucléaire produit des images qui informent sur la physiologie (donc

la fonction). C’est ce qui constitue l’intérêt de la médecine nucléaire.

2 RADIOTRACEURS

Le radiotraceur appelé aussi radiopharmaceutique, est l’association d’une molécule vectrice et

d’un marqueur radioactif. La molécule vectrice se localise sur les structures qui nous

intéressent. Le marqueur radioactif émet des rayons gamma et permet de nous renseigner sur

sa localisation. Le marqueur est un radio-isotope. Les radio-isotopes sont des atomes dont le

noyau est instable, donc radioactif. Autrement dit, il y a un excès de protons, de neutrons ou

des deux. Cette instabilité rend possible l’émission de rayons gamma qui sont ensuite détectés

là où le vecteur se sera fixé dans le corps.

Plusieurs radiotraceurs sont utilisés en médecine nucléaire. Ceux-ci varient selon les organes à

étudier :

- Le 99TC (technétium) est le radiotraceur le plus utilisé puisqu’ il a des caractéristiques

physiques presque idéales (demi-vie de 6 heures, énergie gamma moyenne (très bonne

pour traverser les tissus et très bonne pour la détecter facilement), abondance de photons

gamma (98%)). Le technétium est utilisé comme marqueur de molécules biologiquement

actives (vectrices). Si on lie le technétium à des phosphates ou à des phosphonates, on

imagera le métabolisme osseux. Si on le lie à des chélateurs tel le DTPA, on imagera la

fonction rénale ou même, si le DTPA est en forme d’aérosol, on imagera la ventilation

pulmonaire. Et finalement, si on le lie à des macro-agrégats d’albumine, on pourra imager

la perfusion pulmonaire, etc.

- Le 201TI (thallium) permet d’évaluer la perfusion sanguine myocardique

- Le 123I (iode) permet d’étudier le métabolisme de la thyroïde

- Le 67Ga (Gallium) permet d’imager la fonction de la moelle osseuse et dans la recherche

de certaines infections, lymphomes et tumeurs.

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- Le 111In (indium) est utile afin d’imager la production, la migration et la réabsorption du

liquide céphalo-rachidien.

3 SCINTIGRAPHIE PLANE

La scintigraphie consiste à administrer un radio-traceur et à imager la fixation de celui-ci sur

certaines cellules. Ainsi, la scintigraphie est utilisée au niveau du cœur pour étudier la

perfusion du myocarde (flux sanguin arrivant dans le muscle cardiaque) dans l’exploration des

maladies coronaires, au niveau du poumon dans le diagnostic d’embolies pulmonaires, au

niveau de l’os dans le diagnostic de fractures, fissures, inflammations du squelette (voir figure

33), au niveau du cerveau pour étudier la perfusion de celui-ci ou même dans l’étude de

maladies dégénératives ou épileptiques, au niveau de la thyroïde pour diagnostiquer les

maladies thyroïdiennes. La scintigraphie peut être applicable au niveau exploratoire pour les

maladies des reins, du foie, des vaisseaux lymphatiques et de beaucoup d’autres organes et ce,

dépendamment du traceur que l’on utilise.

Figure 33. Scintigraphie pour l’exploration squelettique Source : http://medecinenucleaire.skyrock.com/1155098554-LA-SCINTIGRAPHIE-OSSEUSE.html

4 LA GAMMA CAMERA

Pour produire une scintigraphie, on utilise un gamma caméra (appelée aussi Anger caméra en

référence à son inventeur H. Anger). La gamma caméra sert à l’acquisition des images à partir

des rayons gamma émis par le matériau radioactif.

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La caméra possède un collimateur, un détecteur de scintillation (appelé aussi détecteur de

cristal car il est fait d’un matériau de structure cristalline), plusieurs photomultiplicateurs, des

circuits logiques de position et un ordinateur pour l’analyse des données.

Le premier dispositif que les rayons gamma (en forme de photons non visibles) trouvent

lorsqu’ils sortent de l’organe/élément d’étude est le collimateur à trous parallèles, un

dispositif optique qui permet l’absorption des rayons gamma en plus de l’obtention d’un

faisceau de rayons gamma parallèles entre eux et perpendiculaires à la surface. Le collimateur

permet de déterminer l’origine des photons et la bonne localisation des rayons sur le

détecteur de scintillation. L’inconvénient majeur du collimateur est qu’il ne laisse passer

qu’une faible partie des photons (1 sur 10000 environ); la majorité disparaît dans le plomb du

collimateur. Le signal recueilli est donc souvent faible. C’est également le collimateur qui va

dans une large mesure, déterminer la résolution de la gamma-caméra (c’est-à-dire sa capacité

à distinguer deux objets proches) en fonction du diamètre des trous, de l’épaisseur de plomb

entre les trous et de la géométrie du collimateur.

Après la collimation, il y a la détection des photons avec le détecteur de scintillation. Le

détecteur fait en sorte que grâce à l’effet photoélectrique et l’effet de diffusion de Compton,

les photons qui frappent le détecteur font éjecter les électrons de ses atomes en produisant de

la lumière visible. Le processus est le suivant : lorsqu’un photon gamma interagit avec le cristal

(généralement d’iodure de sodium avec des traces de thallium), il cède son énergie au cristal

par effet photoélectrique. Le photoélectron éjecté possède une énergie suffisante pour

provoquer à son tour l’expulsion de nombreux autres électrons dans le cristal. Un photon de

fluorescence (dans le domaine bleu-ultraviolet) est émis pour chaque photoélectron expulsé.

On obtient ainsi une gerbe de photons : c’est la scintillation.

La petite quantité de lumière sortie du détecteur sera tout de suite traitée par le

photomultiplicateur dont le but est de l’amplifier. Un photomultiplicateur est une ampoule de

verre contenant principalement une photocathode, des dynodes et une anode. Lorsque les

photons de scintillation heurtent la cathode, celle-ci émet des électrons (à nouveau par effet

photoélectrique). Ces électrons sont accélérés de la photocathode vers une première dynode

du fait de l’application d’un champ électrique d’une centaine de volts entre les dynodes. Ce

champ électrique E est à l’origine d’une force F=q·E où q est la charge de l’électron. Cette force

appliquée à l’électron lui donne une accélération, F=m·a ou m est la masse de l’électron, donc

une augmentation de sa vitesse. Lorsque l’électron heurte la dynode à grande vitesse, son

énergie cinétique est suffisante pour arracher plusieurs électrons à la dynode. Ces électrons

vont à leur tour être précipités vers la dynode suivante, où ils arracheront chacun plusieurs

électrons, d’où un phénomène d’amplification.

Après l’amplification, le circuit logique de position entre en jeu. Ce circuit permettra de

déterminer la position exacte de chaque scintillation réalisée dans le détecteur.

Finalement, et grâce à l’ordinateur d’analyses de données, l’image pourra être créée.

En utilisant la gamma caméra, on peut obtenir plusieurs types d’images : des images statiques

dont la durée d’acquisition peut varier de 1 à 20 min (scintigraphie plane), des images

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dynamiques qui permettent, par exemple, de voir la circulation du traceur injecté, des

balayages du corps entier, des images tomographiques où l’enregistrement se fait autour d’un

axe en permettant une reconstruction ultérieure 3D (TEP ou TEMP), et des images

synchronisées comme celles de l’électrocardiogramme en obtenant une visualisation en

mouvement et en 3D de la contraction du cœur (imagerie hybride).

Figure 34. Photographie d’une gamma caméra. Source : http://www.ccsb.org/upload/Image/Machines/ECAM1.JPG

5 TOMOGRAPHIE PAR ÉMISSION DE PHOTONS

La tomographie par émission de photons (TEMP), ou SPECT en anglais, est la contrepartie

tomographique de la médecine nucléaire planaire, comme la TACO est la contrepartie

tomographique des rayons X.

Dans la tomographie à émission de photons (TEMP), une caméra nucléaire (gamma caméra)

enregistre des rayons gamma émis par le patient depuis plusieurs angles différents. Ces

données de projection sont utilisées pour reconstruire des images. Les images TEMP

produisent des images de diagnostic fonctionnelles similaires aux images nucléaires planaires.

Leur nature tomographique permet au clinicien de mieux comprendre la distribution précise

de l’agent radioactif. Ce sont les mêmes isotopes radioactifs qui sont utilisés dans l’imagerie

nucléaire planaire et tomographique.

La tomographie par émission de photons est communément utilisée lorsqu’une véritable

représentation en 3D est nécessaire, c'est-à-dire, comme complément d’une quelconque

étude nucléaire (la scintigraphie n’atteint pas de bons résultats comme La TEMP). Donc elle

peut être utile pour l’obtention d’images de tumeurs, d’infections de la thyroïde, des os, du

cœur ou du cerveau.

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Figure 35. SPECT du cerveau Source: Professeur Pierre-Olivier KOTZKI, Service de médecine nucléaire - Centre Hospitalier Gaston

Domergue, Nîmes

6 TOMOGRAPHIE PAR ÉMISSION DE POSITONS

La tomographie par émission de positons (PET en anglais) est une autre méthode d’obtention

d’images nucléaire basée sur la détection de photons mais, cette fois-ci, les photons sont créés

grâce à l’interaction entre un positon et un électron à basse énergie. Quand cela arrive, les

deux particules disparaissent sous forme de deux photons gamma.

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Figure 36. Scanner pour les tomographies par émission de positons Source : http://www.iforum.umontreal.ca/DesNouvellesDe/2002-2003/1977.htm

Un positon est une particule de même spin et masse que l’électron mais de charge opposée,

produite pendant la désintégration de certains noyaux radioactifs (désintégration β+).

Le traceur habituellement utilisé est le 18F-fluorodésoxyglucose : fluor (18F) incorporé dans une

molécule de glucose. Le traceur se fixe aux tissus qui consomment de grandes quantités de ce

sucre, tels que les tissus cancéreux, le cœur ainsi que le cerveau. Il existe d’autres isotopes

pouvant être utilisés (oxygène (15O), azote (13N), carbone (11C), dont une caractéristique

commune est leur courte demi-vie (environ 2h). Cela oblige la présence d’un cyclotron

(appareil pour créer les isotopes) près du lieu de l’examen de scintigraphie. Autrement,

l’isotope serait désintégré avant d’être livré à l’endroit où se passe l’examen.

Une fois le traceur injecté au patient, en général par voie intraveineuse, l’atome radioactif se

désintègre en produisant des positons. Ceux-ci parcourent un trajet de quelques millimètres

dans l’organisme avant de se combiner à un électron. Les deux particules s’annihilent et

donnent naissance à l’émission simultanée de deux photons gamma en ligne droite et dans

deux directions opposées. Cette paire de photons est recueillie par la couronne de détecteurs

de la caméra à positons située autour du patient. Les différentes désintégrations (une de

chaque côté) provenant du même site sont recoupées au moyen de droites dont l’intersection

correspond à la région émettrice. Cette particularité permet d’une part de localiser très

précisément le traceur dans l’organisme et, d’autre part, elle fait de l’imagerie par

tomographie par émission de positons une méthode quantitative.

L’ensemble des données est enregistré, analysé et transformé mathématiquement. Des

algorithmes de corrections sont utilisés pour tenir compte des phénomènes de diffusion et

d’absorption des rayons gamma (photons) par les tissus. Ces opérations faites, la position du

radiotraceur au sein d’une “tranche” de quelques mm d’épaisseur de l’organe examiné est

ainsi reconstruite par ordinateur. Par combinaison de tranches successives, on peut obtenir

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des images tridimensionnelles. Par la suite, à l’aide d’un modèle mathématique, les valeurs

locales de radioactivité sont transformées en paramètres tels que le débit sanguin, la vitesse

de réaction chimique, la densité de récepteurs d’un neurotransmetteur, etc.

Les domaines d’application de la TEP sont la cancérologie, l’imagerie cérébrale et neurologie,

et la cardiologie.

7 IMAGERIE PAR RÉSONANCE MAGNÉTIQUE (IRM)

L’IRM est une technique spectroscopique (on étudie expérimentalement le spectre d’un

phénomène physique, c’est-à-dire, la décomposition sur une échelle d’une grandeur

quelconque qui ramène à une énergie) appliquée aux particules avec un moment magnétique

de spin non nul.

7.1 LE SPIN

Le spin est une propriété quantique intrinsèque associée à une particule. On pourrait le décrire

de manière simpliste comme une rotation propre de la particule sur elle-même. Un champ

magnétique est créé par le spin, on l’appelle moment magnétique de spin. Un atome aura un

moment magnétique de spin non nul si son noyau est composé d’un nombre impair de

protons et neutrons. Dans ce cas, il se verra affecté par un champ magnétique extérieur.

7.2 LA FRÉQUENCE DE RÉSONNANCE OU DE LARMOR

La fréquence de résonnance ou de Larmor est la fréquence associée au mouvement de

rotation des spins d’un atome durant laquelle les moments magnétiques de spin se voient

entraînés vers la direction perpendiculaire de leur axe de départ.

7.3 PROCÉDURE D’APPLICATION

L’IRM consiste à modifier le moment magnétique de spin des particules à étudier en les

exposant à des champs magnétiques et à des ondes électromagnétiques à une fréquence égale

à leur fréquence de Larmor afin qu’un signal nommé de précession se produise suite au

changement de la fréquence des ondes électromagnétiques appliquées. Grâce au signal de

précession émis par les particules, on pourra faire la localisation de celles-ci et obtenir l’image

désirée.

On peut expliquer cette procédure en suivant les étapes suivantes :

1. Application d’un champ magnétique appelé B0 afin que les particules avec un moment

magnétique non nul s’orientent dans sa direction (appelée longitudinale). La grandeur de

ce champ magnétique est de quelques Teslas.

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2. Application d’une onde électromagnétique de radiofréquence oscillante à la fréquence de

Larmor. Cette fréquence est notée B1 et se situe autour de 42 Mhz/Tesla (correspondant à

la gamme des ondes radio), car en IRM on utilise principalement les atomes d’hydrogène

(très répandus dans les tissus biologiques). Or, les atomes d’hydrogène possèdent ce ratio

de fréquence de résonance. Différentes fréquences feront entrer en résonance différentes

zones.

3. Apparition du phénomène d’excitation. Écart de précession des moments magnétiques de

spin des particules vers la direction perpendiculaire à la direction longitudinale.

4. Interruption du champ oscillant (ondes radio) : les moments magnétiques qui se sont

écartés reviennent vers la direction longitudinale initiale. On peut alors mesurer (avec une

antenne réceptrice) ce mouvement de rotations des spins sous la forme de signal de

précession.

7.4 LA RELAXATION LONGITUDINALE (T1)

Ce phénomène est donné lorsque les moments magnétiques retrouvent la direction du champ

statique (longitudinal) et est décrit comme la diminution du signal de précession émis par les

particules. Ce signal disparaît lorsque tous les moments magnétiques sont complètement

alignés avec cette direction. Cette relaxation est mesurée en unités de temps, et est appelée

temps de relaxation, noté comme T1. Ce temps est le temps nécessaire pour retrouver 63% de

l’aimantation longitudinale à l’équilibre.

L’équation que suit l’aimantation longitudinale après à avoir appliqué une excitation au temps

t=0 s’écrit :

( ) ( ) ( )

Mz(0) correspond à l’aimantation lorsque tous les spins sont alignés, dite aussi l’aimantation à

l’équilibre.

7.5 LA RELAXATION TRANSVERSALE (T2)

T2 mesure la disparition de l’aimantation transversale. C’est une aimantation qui apparait à

cause de l’agitation moléculaire. Elle a pour effet que la fréquence de Larmor n’est pas la

même que la fréquence de Larmor théorique. Par conséquent, elle fera diminuer le signal de

précession.

On peut écrire l’équation que suit l’aimantation transversale comme suit:

( ) ( ) ( )

Où Mt(0) est la valeur de l’aimantation lorsque l’excitation vient de se faire (t=0).

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7.6 LES TECHNOLOGIES DE L’IRM

Un appareil IRM est essentiellement un aimant qui est l’élément chargé de la production du

champ magnétique principal permanent (B0). Un bon aimant est celui qui fournit un champ

magnétique d’intensité élevée (amélioration du rapport signal sur bruit), une bonne stabilité

temporelle (champ magnétique le plus permanent possible), et une bonne homogénéité du

champ. Trois sortes d’aimants existent dans l’industrie : l’aimant permanent, l’aimant résistif

et l’aimant supraconducteur. Ce dernier est le plus répandu aujourd’hui.

Il existe deux types d’IRM, différentiés selon leur géométrie : l’IRM fermé, avec un tunnel de

60 cm de diamètre pour 1,6 mètre de long (nommé tunnel de l’aimant), et l’IRM ouvert, moins

répandu actuellement et qui est destiné aux personnes obèses, claustrophobes ou aux enfants

qui ne supportent pas de rester seuls sans bouger. Des images d’IRM fermé et ouvert sont

montrées ci-dessous.

Figure 37. Machine d’IRM fermé Source : http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/b/bd/Modern_3T_MRI.JPG

Figure 38. Machine d’IRM ouvert Source : http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/c/c9/IRM_Hitachi_geo_ouvert_profil.jpg

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Afin de sélectionner une épaisseur, un plan de coupe et d’effectuer la localisation spatiale des

signaux dans ce plan, on a besoin de bobines de gradient de champ magnétique. Ce sont des

bobines métalliques placées autour du tunnel de l’aimant. Grâce au passage d’un courant

électrique, on fait varier légèrement le champ magnétique selon les trois axes de l’espace (X, Y

ou Z).

Les antennes des bobinages de cuivre qui entourent le patient sont chargées de la réception

du signal émis par le patient en plus de la production des signaux de radiofréquence afin de

permettre la résonance de précession des protons qui se trouvent dans le champ magnétique.

On classe les antennes en trois catégories : selon leur géométrie (volumique et surfacique),

leur mode de fonctionnement (émettrice-réceptrice ou réceptrice pure) et selon l’association

ou non entre elles (linéaires, en quadrature de phase ou en réseau phasé).

Les antennes volumiques peuvent donner un diagnostic sans faire d’associations puisqu’elles

sont souvent des antennes émettrice-réceptrice d’ondes radiofréquence. L’antenne corps sert

à l’étude de régions étendues jusqu’à 50 cm de long, située à l’intérieur du tunnel de l’aimant.

L’antenne tête (Figure 40) sert à l’exploration de l’encéphale et aussi à l’étude des extrémités.

L’antenne genou est adaptée à l’étude genou, mais aussi du pied et de la cheville.

Les antennes surfaciques, à la différence des antennes volumiques, ont besoin d’être associées

entre elles pour donner un diagnostic, car elles ne permettent que l’examen de petits champs

d’exploration. Ce sont des antennes réceptrices pures, donc elles seront toujours

accompagnées de l’antenne corps, chargée d’émettre l’impulsion de radiofréquence initiale.

Cette sorte d’antenne doit être placée par groupes afin d’optimiser et de permettre le

diagnostic. Dans le cas de l’antenne linéaire, une seule antenne surfacique est placée

parallèlement au champ magnétique B0. Elle reçoit le signal émis par le patient lorsque le

signal passe devant l’antenne. Dans les cas d’antenne en quadrature de phase, deux antennes

surfaciques sont disposées dans des plans différents autour d’une même région. Les antennes

reçoivent les signaux en les regroupant sur un même canal de traitement pour former l’image

finale. Cette méthode permet de diminuer le bruit et, par conséquent, d’augmenter la qualité

de l’image finale. La dernière association est celle en réseau phasé. Plusieurs antennes

surfaciques sont disposées côte à côte en donnant chacune individuellement des images selon

la région anatomique où elle se trouve. Des algorithmes informatiques font une combinaison

de ces images afin de former l’image finale. Avec cette méthode, on obtient d’avantage une

réduction du bruit et on atteint un large champ d’exploration. Voici, à titre d’exemple, des

images référant à une antenne surfacique et à une antenne volumique de type tête.

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Figure39. Antenne surfacique Source : http://www.maxisciences.com/imagerie-par-r%E9sonance-magn%E9tique/tout-savoir.html

Figure 40. Antenne Tête Source : http://www.maxisciences.com/imagerie-par-r%E9sonance-magn%E9tique/tout-savoir.html

Avec l’IRM, on peut visualiser les artères (angio – IRM), étudier le cœur (IRM cardiaque),

étudier les voies biliaires et pancréatiques (Cholangio – IRM), le fonctionnement du cerveau

(IRM fonctionnelle), les vaisseaux capillaires (IRM- paramétrique), etc.

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8 LES PROPRIÉTÉS DE L’IMAGE

8.1 CONTRASTE

Le contraste d’une image est la différence dans l’échelle de gris de l’image. Une image

uniformément grise n’a aucun contraste, alors qu’une image avec des transitions importantes

entre le noir et le blanc a un contraste élevé. Chaque modalité d’imagerie génère un contraste

basé sur les paramètres physiques du patient.

Le contraste des rayons X (radiographie, fluoroscopie, mammographie et CT) est produit par la

différence de la composition du tissu, qui affecte l’absorption locale des rayons X, ce

coefficient étant lui-même dépendant de la densité (en g/cm3) et du nombre atomique.

L’énergie des rayons X (qui est ajustée par l’opérateur) va également affecter le contraste.

Le numéro atomique effectif de l’os (Zeff=13) est plus élevé que le numéro atomique des tissus

mous (Zeff = 7) à cause de la haute concentration en calcium (Z=20) et de phosphore (Z=15).

Les os produisent dont un contraste plus élevé que les tissus mous.

Dans le CT, le contraste est plus important, à cause justement de sa nature tomographique.

C’est l’absence des structures en dehors du plan de l’image qui permettent d’améliorer le

contraste de l’image.

En médecine nucléaire (images planaires, SPECT, PET), les images sont des cartes de la

distribution spatiale des radio-isotopes des patients.

Ainsi, le contraste des images de médecine nucléaire dépend de la capacité du tissu à

concentrer les radio-isotopes. La concentration des isotopes dans les parties du corps dépend

de l’interaction entre l’agent et le corps. PET et SPECT ont un meilleur contraste que les images

planaires, puisque, comme pour le CT, il n’a pas d’interaction avec des parties en dehors du

plan de l’image.

Le contraste de l’IRM est relié tout d’abord avec la densité de protons et le phénomène de

relaxation (c’est-à-dire à quelle vitesse un groupe de protons perd l’énergie absorbée). L’IRM

produit des images proches du CT. Le type de protons dépend du tissu, et chaque tissu a aussi

une quantité plus ou moins importante de protons. Par exemple, la graisse a une

concentration importante d’hydrogène [CH3(CH2)nCOOH], donc les tissus adipeux sont plus

contrastés. On peut manipuler la visualisation d’un tissu par rapport à un autre en changeant

le temps de la séquence de radiofréquence (RF) dans le champ magnétique.

Dans les images à ultrasons, le contraste dépend des propriétés acoustiques des tissus. La

différence d’impédance acoustique entre deux tissus (densité du tissu x la vitesse du son dans

les tissus) va affecter l’amplitude du son retourné. Ainsi, aux interfaces entre deux tissus, ou la

différence d’impédance est importante, le contraste va être élevé. L’imagerie doppler peut

montrer la direction et l’amplitude du flux sanguin en analysant le changement de fréquence

dans le signal réfléchi. Là, c’est le mouvement qui est la source de contraste.

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8.2 RÉSOLUTION SPATIALE

La résolution spatiale est la capacité de différencier deux points distants l’un de l’autre. Un

système d’imagerie a une haute résolution s’il est capable de différencier deux points très

proches et une plus basse résolution s’il ne peut visualiser que de plus larges objets.

La longueur d’onde de l’énergie utilisée pour imager un objet est la limitation principale pour

la résolution spatiale. Par exemple, un microscope optique ne peut pas imager des objets plus

petits que la longueur d’onde de la lumière visible, c’est-à-dire, 500nm. La longueur d’onde des

rayons X dépend de l’énergie du rayon X, mais même une longueur d’onde importante

représente ici un 10-millionième d’un mètre. Évidemment, on est loin de la résolution spatiale

réelle d’une image par rayons X, mais ça représente la limite théorique de la résolution

spatiale des rayons X. Dans les ultrasons, c’est la longueur d’onde du son qui détermine la

résolution spatiale. À 3.5MHz, la longueur d’onde du son est de 0.5mm. À 10MHz, elle est de

0.15mm.

L’IRM présente un paradoxe à la résolution imposée par la longueur d’onde, la longueur

d’onde des ondes RF (à 1.5T, 63MHz) est de 470cm, mais la résolution spatiale est en dessous

du mm. La raison en est que la distribution spatiale des chemins de l’énergie RF n’est pas

directement utilisée pour former l’image. L’énergie RF est collectée par une large antenne. Elle

contient l’information spatiale d’un groupe de protons encodés dans son spectre de

fréquence.

Le tableau suivant donne des ordres de grandeur de résolution spatiale pour différentes

modalités d’imagerie.

Tableau 1. Tableau résumé des modalités selon la résolution Source : JM Lina et C. Laporte [notes du cours GTS601 : Principes de l’imagerie médicale. ÈTS], 2010

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