Les fondamentaux - Chapitre 3 - Radiographie

P.A. Gondim Teixeira et G. Grimon

Plan du chapitre

1. Introduction
2. Principes fondamentaux
3. Détection des rayons X transmis, fabrication de l'image radiographique
4. Représentation des images
5. Artefacts et distorsion de l'image
6. Indications et limites
7. Conclusion

Objectifs

• Connaître les principes physiques des radiographies standard.
• Connaître la base de la formation de l'image radiographique.
• Connaître les principales indications et les limites de la radiographie par projection.

Introduction

Les radiographies sont réalisées grâce aux rayons X qui sont des photons, particules associées au rayonnement électromagnétique, au même titre que la lumière visible, l'ultraviolet (UV), l'infrarouge, les ondes radio, les micro-ondes ou les rayons γ.
Sans revenir sur la dualité onde-corpuscule, le photon peut être décrit comme une onde électromagnétique, où un champ électrique est couplé à un champ magnétique qui lui est orthogonal, oscillant à la même fréquence, s'engendrant mutuellement et se propageant dans le vide avec une célérité (c) = 3.108 m/s.
Le faisceau de rayons X peut traverser ou interagir avec les différents tissus traversés en fonction de ses propres caractéristiques et de celles du tissu exposé : une fraction du faisceau est arrêtée ou déviée par le tissu (on dit que le faisceau est atténué). Il existe quatre contrastes naturels en imagerie radiologique standard : l'air, la graisse, l'eau et l'os. Des agents de contraste artificiels peuvent également être introduits.
Dans ce chapitre seront présentés les principes de base de la radiographie par projection, la formation de l'image et ses artefacts. Les indications les plus courantes et les limites de la radiographie standard seront ensuite abordées.

Principes fondamentaux

Les radiographies sont réalisées à l'aide d'un appareil à rayons X. Le principe général, en simplifiant à l'extrême, revient à celui des ombres chinoises où une source lumineuse éclaire un objet qui atténue les photons visibles et crée une ombre qui est projetée sur un écran. En réalité, l'atténuation des photons X par les tissus explorés n'est pas en tout ou rien, et on pourrait plutôt prendre l'analogie d'une bobine de cinéma qui atténue plus ou moins la lumière blanche qui la traverse, l'image ainsi formée étant projetée sur un écran récepteur. Ces simplifications permettent de comprendre que l'image finale résulte des propriétés successives de la source de photons, des caractéristiques de la lumière émise, des interactions à l'intérieur de la cible traversée, du type et des propriétés du récepteur, mais aussi des conditions géométriques de l'ensemble.

Présentation de la chaîne de détection

Les composants principaux d'un système d'imagerie utilisant les rayons X sont illustrés sur la figure 3.1.
Le tube à rayons X (tube de Coolidge, encore appelé tube à anode tournante) crée le faisceau de rayons X (figure 3.2). Le principe est le suivant : un faisceau d'électrons est fortement accéléré vers une anode de tungstène. Ces électrons devenus très énergétiques interagissent avec la cible (tant avec ses électrons qu'avec les noyaux), et perdent leur énergie dont une partie est transformée en rayons X. Ce faisceau X émis peut être modulé ensuite par différentes collimations et différents filtrages en sortie de tube.

Le faisceau de rayons X traverse d'abord l'air sans modification, puis l'objet étudié (en général le patient, mais ce peut être aussi une pièce anatomique, ou une mire par exemple). Le faisceau y est atténué différemment selon les différentes densités des tissus ; on peut aussi modifier cette atténuation en introduisant des produits de Z élevé dits « de contraste ».

L'effet photoélectrique est responsable de l'atténuation du faisceau incident et de la qualité de l'image radiologique, mais un autre effet, l'effet Compton, intervient également et contribue à la dégradation de cette image. Après avoir traversé le patient, le faisceau atténué constitue l'« image radiante ». Ce faisceau est ensuite capté par un détecteur qui fournit l'image finale. Ces différentes étapes sont détaillées ci-dessous.

Production des rayons X

Première étape : créer un faisceau d'électrons dans une ampoule sous vide

Comme dans le filament « historique » de la lampe à incandescence, un courant électrique très précisément régulé en intensité provoque l'échauffement d'un filament (cathode, généralement en tungstène pour des raisons de solidité à haute température). La chaleur provoque une agitation des électrons, dont une proportion acquiert une énergie suffisante pour être éjectée du filament. L'ordre de grandeur du courant d'électrons émis est de 10 à 20 % de celui du courant de chauffe.

Faisceau d'électrons fortement accélérés vers l'anode génératrice des rayons X

Une tension élevée (40 000 à 150 000 volts, soit 40 à 150 kilovolts [kV]) et parfaitement régulée entre le filament cathodique (négatif) et l'anode (positive) accélère les électrons issus du filament vers l'anode. Les caractéristiques essentielles de ce faisceau d'électrons sont :

• son intensité en milliampères (mA) (proportionnelle au courant utilisé pour chauffer le filament) et sa durée (en secondes) : le produit (en mA· s) détermine le nombre d'électrons, donc à une charge totale qu'on pourrait théoriquement exprimer en millicoulombs (mC) ;
• son énergie cinétique (Ec) en kilo-électron-volts (keV) : l'électron acquiert une énergie correspondant à la tension d'accélération (par exemple 150 keV pour une tension d'accélération de 150 kV).

Ces caractéristiques influencent fortement les images radiologiques.

Interactions sur l'anode du tube

Les électrons percutent l'anode au niveau d'une zone appelée foyer. L'anode est un bloc métallique, généralement en tungstène. L'électron incident étant une particule chargée, il interagit de manière « obligatoire » à distance, sans nécessité d'un réel « choc » avec les constituants chargés de la cible. Les interactions électrons-matière se font soit avec les électrons de la cible, soit avec les noyaux :

• par interaction sur un électron de la cible : l'électron incident repousse et arrache un électron du tungstène hors de sa couche électronique. Il s'ensuit un phénomène de fluorescence : le trou créé est immédiatement comblé par un électron d'une couche périphérique moins lié au noyau, avec émission d'un photon Efluorescence dont l'énergie correspond exactement à la différence d'énergie entre les deux couches, selon un spectre d'émission de raies caractéristique de l'anode ;
• par interaction sur un noyau du tungstène : le passage de l'électron incident au voisinage du noyau positif génère une force électromagnétique d'attraction. L'électron est freiné, émettant l'énergie perdue en « rayonnement de freinage » (en allemand, « bremsstrahlung »). L'énergie de ce rayonnement X dépend de la distance électron incident-noyau, qui peut être très grande ou très petite ; le spectre X produit est donc un spectre continu. Quand le choc est frontal, toute l'énergie de l'électron incident est rayonnée ; l'énergie maximale des photons émis est donc numériquement égale à la tension d'accélération du tube.

Ces deux types de rayonnement (spectre de raies par fluorescence et spectre continu par freinage) constituent le faisceau initial de rayons X.
Quelle que soit son origine, fluorescence ou freinage, l'émission de rayons X est un phénomène peu fréquent : 99 % de l'énergie mise en jeu se dissipe sous forme de chaleur et 1 % seulement sous forme de rayons X. La chaleur produite est donc importante, entraînant des contraintes technologiques lourdes : choix du tungstène (matériau résistant à la chaleur), anode tournante pour répartir le foyer thermique sur une couronne, constant refroidissement par un bain d'huile circulant.

Trois paramètres utilisés pour régler la qualité et l'intensité du faisceau de rayons X

Ces paramètres sont les suivants :

• la tension du tube (ou « kilovoltage ») en kV, qui détermine l'énergie du rayonnement X produit (on pourrait dire la qualité des photons X) ;
• l'intensité électrique (ou « milliampérage ») en mA ;
• le temps d'exposition en secondes (s).

Les deux derniers paramètres sont le plus souvent réunis par leur produit exprimé en mA·s qui détermine la quantité de photons X produits par seconde.
La gestion optimale assure usuellement le plus petit temps de pose en choisissant l'intensité maximale du courant (en mA) que le tube peut supporter sans dommage.

Aspects géométriques du faisceau

La taille non ponctuelle du foyer d'émission des rayons X engendre un flou géométrique qui altère la qualité de l'image. Ce flou peut être réduit par une diminution de la taille apparente du foyer grâce à une inclinaison plus importante de l'anode par rapport à l'axe de sortie des photons (voir figure 3.2).
Trajet des rayons X entre la cathode et le patient : collimation
La production de rayons X au niveau du foyer est multidirectionnelle ; des rayons X partent donc dans toutes les directions de l'espace. Pour limiter cette diffusion, puisque seul le rayonnement en direction de l'objet étudié est utile, des filtres en plomb (volets) et un blindage en béryllium laissant une fenêtre dans la direction de la cible sont utilisés. Les rayonnements émis dans une autre direction que celle du patient sont ainsi extrêmement atténués.
Entre la sortie du tube et le patient, le trajet des rayons X n'est, comme celui de la lumière, ni atténué ni dévié.

Interaction des rayons X chez le patient

De la même manière qu'au cinéma la pellicule cinématographique arrête plus ou moins la lumière de la lanterne de projection et crée l'image, le corps du patient atténuera plus ou moins le faisceau de rayons X, créant le contraste de l'image radiographique.
Dans le patient, les rayons X interagissent au niveau des électrons de la matière. On observe deux phénomènes sans pouvoir privilégier l'un ou l'autre : l'effet photoélectrique (phénomène à l'origine de la formation des images radiographiques) et la diffusion (effet Compton).

Effet photoélectrique

L'effet photoélectrique se produit quand le photon transfère toute son énergie à un électron (figure 3.3). Celui-ci est arraché de sa couche électronique, à condition que l'énergie du photon soit supérieure à l'énergie de liaison de l'électron. Il est nécessaire que l'électron soit au voisinage immédiat du noyau qui va pouvoir « encaisser » une énergie cinétique de recul ; cela se produit, d'une part, sur les électrons très liés (donc avec une énergie de liaison non négligeable) et, d'autre part, pour des énergies faiblement supérieures à cette énergie de liaison, qui tient l'électron lié au noyau. Comme dans la nature, le volume des atomes varie peu en fonction de Z. Les atomes de Z élevé avec beaucoup d'électrons (par exemple le calcium des os, l'iode d'un produit de contraste) auront beaucoup d'électrons au voisinage du noyau, candidats à cet effet photoélectrique.

L'électron arraché part avec une énergie cinétique égale à l'énergie du photon X diminuée de l'énergie de liaison ; il sera arrêté en quelques millimètres.
La probabilité d'interaction photoélectrique dépend :
• du milieu, essentiellement de sa densité en électrons, donc du numéro atomique Z des atomes qui le composent. Plus le milieu est dense, plus la probabilité d'effet photoélectrique est importante ; elle est donc plus importante pour l'os que pour les muscles (ou l'eau), la graisse ou l'air (dans l'ordre de probabilité d'interaction décroissante) ;
• de l'énergie des rayons X : les rayons X faiblement énergétiques ont une probabilité d'interaction très supérieure aux autres, à la condition naturellement qu'ils aient une énergie supérieure à l'énergie d'ionisation des couches profondes du noyau cible. Un faisceau de rayons X de faible énergie est donc très fortement atténué dans le patient.
Surtout, la différence d'atténuation (différence entre les coefficients d'atténuation de deux tissus d'atténuation voisine) augmente fortement quand l'énergie des rayons X diminue ; le contraste est alors fortement augmenté (au prix d'une atténuation globale plus importante comme expliqué précédemment). A contrario, des rayons X de haute énergie, dits « durs », sont moins absorbés, mais génèrent une image moins contrastée.

Effet Compton

L'effet Compton se produit quand le transfert d'énergie est partiel, entraînant, d'une part, l'expulsion d'un électron avec une partie de l'énergie et, d'autre part, la diffusion d'un photon d'énergie inférieure à l'énergie initiale selon un angle aléatoire plus ou moins grand (pouvant atteindre 180° ; on dit alors rétrodiffusé). Il n'y a pas d'énergie de recul, donc pas de nécessité d'être proche du noyau ; l'effet Compton se produit ainsi préférentiellement sur les électrons périphériques peu liés, plus nombreux.
Le photon diffusé a plusieurs inconvénients en radiodiagnostic :

• il peut continuer vers l'avant en direction du détecteur, à l'origine d'un flou des images appelé voile de diffusion ;
• il peut être fortement diffusé dans une direction hors du champ d'exposition directe. L'opérateur pourra donc recevoir une dose de rayonnement ionisant rétrodiffusé, qui peut également contourner des écrans protecteurs. De la même manière que la lumière d'une seule ampoule éclaire toute une pièce par réflexions, les rayons X diffusés vont irradier l'ensemble de la pièce.

L'effet Compton s'observe avec une probabilité relative plus importante pour des énergies élevées. Aux énergies utilisées en radiodiagnostic, l'effet Compton est quatre à cinq fois plus fréquent que l'effet photoélectrique. À titre d'exemple : une radiographie pulmonaire doit 50 % de sa densité aux photons diffusés, une radiographie de l'abdomen sans préparation (ASP) comporte 90 % de photons diffusés, mais une mammographie à 25 keV, « seulement » 37 %.
Pour limiter l'effet Compton, une grille antidiffusante est utilisée ; il s'agit d'une mince grille constituée de fines lames de plomb de quelques millimètres de largeur et quelques centièmes de millimètres d'épaisseur, disposées parallèlement sur un cadre sur toute la longueur du champ du film radiologique, de telle sorte qu'elles soient orientées vers le tube à rayons X. La majorité du diffusé oblique est arrêtée par l'épaisseur de la lame, au prix de l'atténuation d'une faible proportion des rayons X contribuant à la formation de l'image (compensée par une augmentation des mA ∙ s). Pour éviter les fines lignes noires parallèles correspondant à cette atténuation, le cadre est animé d'un mouvement transversal (grille « Potter », du nom de l'inventeur de cet artifice).
Pour résumer, l'atténuation résulte donc des deux interactions possibles entre les photons incidents et la matière traversée (effet photoélectrique et effet Compton). La probabilité globale d'interaction est appelée « coefficient linéique d'atténuation », et s'exprime comme une probabilité d'interaction (nombre, sans dimension) par unité de distance (généralement en cm–1). Cette atténuation suit une loi exponentielle décroissante fonction de l'épaisseur des tissus traversés par le faisceau.

Influence des paramètres sur la formation de l'image

Pour obtenir une image, l'opérateur peut agir sur deux paramètres modifiant le contraste de l'image :

• le kilovoltage (kV) (ou tension) : les rayons de basse énergie donnent des contrastes plus visibles mais au prix d'une atténuation globale plus importante ;
• le produit mA ∙ s (la quantité de photons X produits) : pour un voltage donné et un patient donné, cette quantité conditionne l'exposition correcte du détecteur, la surexposition (image trop noire : trop de photons) ou la sous-exposition (image trop blanche : pas assez de photons).

La figure 3.4 illustre les modifications du contraste chez la même personne en fonction des paramètres utilisés : du même objet, la radiographie peut fournir des images différentes.

Influence de la taille du champ exploré

L'effet Compton qui est produit sur un volume exposé entraîne un voile de diffusion sur le détecteur ; l'augmentation de la largeur explorée (outre qu'elle augmente la dose au patient) va également augmenter de manière proportionnelle ces photons diffusés. L'augmentation de la surface explorée (largeur × hauteur) augmente considérablement le Compton, alors que l'effet photoélectrique à l'origine de l'image radiologique est inchangé. Élargir inconsidérément le champ d'exploration de part et d'autre de la structure explorée dégrade l'image finale, augmente la dose au patient, et augmente la dose reçue professionnellement par tous les opérateurs présents.

Détection des rayons X transmis, fabrication de l'image radiographique

Les images sont obtenues par l'exposition d'un système de détection au faisceau de rayons X après traversée de la cible.

Films photographiques et couple écran renforçateur-film

Historiquement, les films radiographiques étaient fabriqués avec des microcristaux de sels d'argents ioniques Ag+ qui étaient réduits en Ag0 sous l'effet des électrons arrachés par les rayons X. Comme en photographie conventionnelle, on utilisait ensuite le processus chimique photographique (amplification par un révélateur, fixateur, lavage des Ag+) pour révéler l'image jusque-là latente. On voyait alors un noircissement du film, dû à l'apparition de grains d'argent métal, partout où il avait été exposé par les rayons X. C'est pourquoi les régions situées derrière un matériau atténuant, comme l'os, apparaissant blanches sur le film, ont été appelées « opacités » (opaques aux rayons X), tandis que les régions noires peu atténuantes ont été appelées « clartés » (les rayons X passent à travers).
La sensibilité des films photographiques était très faible, de l'ordre de quelques pourcents. Elle a été secondairement améliorée par l'adjonction d'un « écran renforçateur », couches de sels fluorescents à Z élevé situées de part et d'autre du film, qui arrêtent d'avantage les rayons X et les convertissent en photons lumineux qui impressionnent les sels d'argent. L'intensification est de × 10 à × 20 au prix d'une petite perte de netteté.
L'utilisation de ces systèmes est quasi abandonnée compte tenu des possibilités limitées de post-traitement des images obtenues, de la nécessité de consommables (films, solutions de traitement peu écologiques), du prix des sels d'argent, ainsi que des difficultés de stockage et de conservation des radiographies.
Ils sont remplacés par les détecteurs non argentiques dont quatre types sont présentés ci-dessous.

Écran radioluminescent à mémoire (computed radiography [CR])

Dans ce système, le film est remplacé par un écran photostimulable qui conserve pendant plusieurs heures les modifications provoquées par l'exposition aux rayons X. Après exposition aux rayons X, il existe sur la plaque photostimulable une image dite « latente » qui sera ensuite révélée par le balayage d'un faisceau laser, créant d'emblée une image numérisée. Ce système est largement utilisé car il est peu coûteux.

Capteurs plans (digital radiography [DR])

Dans ce système, les rayons X sont détectés par les interactions qu'ils créent dans un détecteur soit directement sur un circuit imprimé de silicium (CMOS comparable à celui d'un appareil de photographie numérique), soit indirectement après scintillation sur un cristal de Z élevé, donc de rendement meilleur. Le signal résultant est un signal électrique. Ce type de système est très sensible aux photons X, ce qui permet de réduire de façon significative la dose délivrée au patient. L'utilisation des capteurs plans permet aussi la réalisation de techniques comme la double énergie et la tomosynthèse, augmentant ainsi la performance diagnostique des radiographies (mais systèmes assez coûteux).

Amplificateur de luminance et télévision en circuit fermé

Les rayons X sont détectés par un écran fluorescent qui est vu par une caméra « classique » de type caméra de télévision. Ce système, en plus de réaliser des radiographies statiques, est capable de produire des images successives en temps réel à une cadence permettant la visualisation du mouvement sans scintillement, ni rémanence (en pratique, 25 images ou 50 images/seconde). Les amplificateurs de luminance sont souvent utilisés pour guider les gestes en radiologie interventionnelle.

Système EOS

Ce système s'appuie sur la haute sensibilité d'un détecteur gazeux au xénon sous pression inventé par Georges Charpak (dérivé de la chambre à fils de la recherche nucléaire qui lui valut le prix Nobel de physique en 1992). Les ionisations créées dans un gaz sont amplifiées dans un champ électrique élevé, et détectées sur des pistes conductrices gravées à l'échelle du micron sur les parois du détecteur. Ces détecteurs de haute sensibilité permettent la réalisation de radiographies à très basse dose. Dévolu à l'exploration rachidienne et des membres inférieurs (E pour électron, OS pour os), le système réalise simultanément deux images orthogonales. L'acquisition des images se fait sur un patient débout, permettant ainsi une évaluation de la statique rachidienne dans des conditions physiologiques. Une modélisation en 3D du squelette peut ensuite être calculée par le système, permettant de réduire encore la dose d'exposition aux rayonnements ionisants en se « contentant » de l'information suffisante pour guider le modèle.

Représentation des images

Avec la généralisation des détecteurs numériques, les radiographies ne sont plus lues sur des négatoscopes, mais sur des écrans d'ordinateur. Les radiographies sont des images représentées en échelle de gris selon le même codage que celui des anciens films argentiques. Elles sont composées par des opacités et des lignes qui représentent une projection de la cible sur un plan, le détecteur. Les différents degrés d'opacités d'une radiographie dépendent de l'énergie du faisceau de rayons X, de la composition (numéro atomique) du tissu évalué et de l'épaisseur de la cible. Les différences du nombre et de la qualité des photons X qui arrivent au système de détecteurs sont responsables du contraste de l'image. Le contraste en radiographie standard peut être défini par la différence entre les opacités et les transparences d'une image (figure 3.5).

Pour une énergie donnée des rayons X, cela se traduit en image inversée de la façon suivante : plus la densité du tissu est élevée, plus le faisceau incident sera atténué, moins le détecteur sera impressionné ; l'image sur le détecteur apparaîtra blanche (peu modifiée par l'image radiante). On dit qu'elle est opaque (aux rayons X), radio-dense ou dense. Au contraire, plus la densité du tissu est faible, moins le faisceau incident sera absorbé, plus le détecteur sera impressionné par l'image radiante ; l'image sera noire. On dit qu'elle est claire ou radiotransparente.
La description des radiographies utilise donc la terminologie suivante :

• image opaque/radiodense ;
• image claire/radiotransparente.

En radiographie standard, les densités radiographiques peuvent être classifiées de façon schématique en quatre types présentés ci-dessous en densité croissante (figure 3.6) :

• aérique-gazeuse (par exemple poumon, gaz intestinal) ;
• graisseuse (par exemple tissu sous-cutané) ;
• hydrique (par exemple muscle, reins, foie) ;
• calcique (par exemple os).
• à part, les pièces métalliques (pacemaker) ou le matériel prothétique généralement plus dense que les os.

Le tissu adipeux présente une basse densité, composé par des atomes de faible numéro atomique, pouvant donc être traversé sans interaction par un grand nombre de photons (faible absorption). Inversement, le tissu osseux minéralisé est composé par des cristaux de phosphates de calcium au numéro atomique élevé et sera donc traversé par un nombre relativement faible de photons (grande absorption). Le contraste est fondamental pour la formation et pour l'interprétation des radiographies. Par exemple, un nodule pulmonaire tissulaire entouré de parenchyme pulmonaire aéré, normal, est visible en radiographie standard. En revanche, le même nodule dans une zone de poumon non aéré peut ne pas être visible (figure 3.7).

L'autre composant fondamental des images radiographiques correspond aux lignes et contours. La formation des lignes et des contours sur un cliché radiographique est régie par la loi des tangentielles : un trait prend naissance sur une image radiographique lorsque le faisceau de rayons X aborde tangentiellement la surface d'une structure opaque ou l'interface séparant deux structures d'opacités différentes (figure 3.8). L'aspect d'un objet en radiographie standard est donc fortement dépendant de la direction du faisceau de rayons X et de la position de l'objet cible.

Le contraste spontané des tissus en radiographie standard est parfois insuffisant pour permettre la visualisation de certaines structures. L'utilisation des produits de contraste à base d'iode ou de baryum (éléments à numéros atomiques élevés) modifie le contraste radiographique en atténuant le faisceau de rayons X de façon plus importante que les tissus non calcifiés. Les produits de contraste iodés sont plus souvent utilisés pour des applications digestives, urinaires ou vasculaires. Les produits de contraste barytés sont le plus souvent utilisés pour visualiser (on dit opacifier) la lumière de l'appareil digestif. Comme pour tous les médicaments, il existe des contre-indications à l'utilisation des produits de contraste : l'insuffisance rénale ou l'allergie à des produits de contraste iodés.

Artefacts et distorsion de l'image

Différents éléments géométriques doivent être considérés lors de l'interprétation d'une radiographie : la projection planaire, l'agrandissement et le flou de l'image, la distorsion géométrique, la superposition et la sommation des structures explorées.

Projection planaire

La radiographie standard projette sur le plan du détecteur des informations provenant du volume traversé par le faisceau X. Puisqu'un objet tridimensionnel est représenté par une image bidimensionnelle, seules la largeur et la longueur des objets peuvent être évaluées. La profondeur n'est pas accessible sur un cliché radiographique unique et il est donc nécessaire de réaliser au moins deux projections différentes (on parle d'incidences), souvent orthogonales, pour pouvoir se représenter un objet dans les trois plans de l'espace figure 3.9).

Agrandissement et flou

Comme dans toutes les méthodes d'imagerie en projection, l'agrandissement de l'image est par construction géométrique fonction de la distance entre la source des rayons X et la cible, ainsi que la distance entre la cible et le système de détection. Par ailleurs, le flou de l'image est proportionnel à l'agrandissement ; c'est le même effet que quand nous regardons l'ombre de notre main sur un mur : au fur et à mesure que nous éloignons notre main du mur, le flou de l'ombre augmente (figure 3.10). Pour réaliser une radiographie, le patient doit donc être positionné aussi loin que possible du tube et aussi près que possible du capteur. Une autre source de flou dans l'image est le flou cinétique lié aux mouvements du patient (ou des organes, par exemple le bord du cœur) pendant l'acquisition, entraînant une perte de netteté de l'image. Les acquisitions avec un temps d'exposition long (permettant une analyse fine de la texture des tissus) sont particulièrement sensibles à ce type d'artefact (figure 3.11).

Distorsion géométrique

La distorsion géométrique apparaît en fonction de la position de l'objet par rapport au faisceau de rayons X : plus l'objet est oblique, plus la distorsion de sa forme est importante. De même, plus le rayon directeur (orientation du centre du faisceau de rayons X) est oblique par rapport au plan du système de détection, plus l'effet de distorsion géométrique sera présent dans l'image (figure 3.12).

Superposition et sommation des images

 

La projection de plusieurs structures sur un plan bidimensionnel entraîne une superposition de différentes opacités, lignes et de différents contours. Quand deux structures de densité identique sont localisées dans deux plans différents, leurs contours sont conservés ; en revanche, quand elles se localisent dans le même plan, elles perdent leurs contours et les images sont confondues. Cette description est communément appelée « signe de silhouette » (figure 3.13 et voir figure 3.7).

Indications et limites

Quelques indications fréquentes des radiographies standard sont présentées dans cette section.

Radiologie ostéoarticulaire

Le tissu osseux a un haut contraste spontané en radiographie standard dû à sa densité, permettant une analyse fine de l'architecture et des contours osseux. Les radiographies standard restent donc l'examen de première intention pour l'évaluation des affections osseuses ou articulaires constitutionnelles, dégénératives, inflammatoires, néoplasiques et traumatiques (voir chapitre 22).
Radiologie thoracique
Le cliché du thorax de face est la base d'une prise en charge d'une affection thoracique. À cause de la dose plus importante qu'il génère, le cliché de profil est exceptionnellement réalisé ; l'analyse du cliché de face étant, en règle générale, suffisante au diagnostic (voir chapitre 25).

Radiologie digestive

Les clichés simples de l'abdomen ou abdomens sans préparation (ASP) ne conservent que quelques indications limitées (recherche de corps étranger ou de calculs rénaux). Par ailleurs, la diffusion de l'endoscopie digestive et des examens tomodensitométriques explique en partie la réduction des examens avec opacifications digestives (voir chapitre 27).
Sénologie
Les mammographies (radiographies des seins) font partie du programme de dépistage national du cancer du sein et sont donc largement réalisées en pratique clinique (voir chapitre 29).

Radiologie interventionnelle

Les radiographies par projection sont fréquemment utilisées pour le guidage d'un grand nombre de procédures interventionnelles (voir chapitre 15). Injections intra-articulaires, biopsies osseuses, traitement percutané de tumeurs par chauffage ou congélation (dite « ablation percutanée ») sont généralement réalisés sous contrôle fluoroscopique qui permet une visualisation durant la procédure du geste réalisé. Les procédures interventionnelles réalisées sur les parties molles sont moins susceptibles de s'adapter à un guidage fluoroscopique et, pour ce type d'intervention, le guidage échographique ou TDM est préférable.

Vasculaire

La radiographie par projection est le moyen de repérage anatomique des vaisseaux dans les salles d'angiographie ; le vaisseau est opacifié à l'aide d'un produit de contraste iodé permettant de visualiser l'arborescence vasculaire. La radiographie interventionnelle concerne pratiquement tous les organes, notamment le cœur, le cerveau, l'appareil digestif, les affections traumatiques, tumorales etc. Compte tenu de leur complexité, certaines de ces procédures sont longues et sont une source importante d'irradiation pour le patient et les opérateurs. Leur champ d'application est vaste ; par exemple la dilatation des sténoses vasculaires, la fulguration de foyers arythmogènes, la chimio-embolisation ou la radio-embolisation des tumeurs, la fermeture de vaisseaux anormaux (varicocèles) ou l'interruption d'un saignement actif.

Conclusion

La radiographie par projection reste largement utilisée en imagerie médicale. Dans un contexte d'innovation technologique rapide en imagerie médicale, avec la mise à disposition de nouvelles techniques d'imagerie avancée (IRM, TEP, TDM de nouvelle génération, cone beam, tomoscintigraphie, échographie, etc.), la radiographie par projection pourrait paraître obsolète. De fait, une large partie des indications classiques a disparu, substituée par ces autres techniques d'imagerie. Cependant, de nombreuses indications de radiographies restent d'actualité, dont la radiographie thoracique et ostéoarticulaire. Par ailleurs, la radiographie par projection continue, elle aussi, de progresser, en particulier grâce aux images numériques, aux capteurs plans, au système EOS et à la tomosynthèse. Cela conduit au développement de nouvelles indications comme l'évaluation de la statique rachidienne en EOS. La radiographie est également utilisée pour guider des procédures interventionnelles dont les applications sont en expansion.

Remerciements

Nous tenons à remercier le professeur Denis Régent pour l'aide dans la révision et l'édition de ce manuscrit.

Essentiel à retenir

• Un système de radiologie utilisant les rayons X emploie un tube radiogène à anode tournante et cathode chaude (tube de Coolidge) permettant de créer un faisceau de rayons X.
• L'atténuation du faisceau de photons X est le principal phénomène physique intervenant dans la formation des images radiographiques. Elle dépend du numéro atomique des atomes du tissu exposé et de l'énergie du faisceau de rayons X utilisé.
• Plus la densité du tissu exploré est basse et plus l'énergie du faisceau de rayons X émergeant est élevée, plus l'atténuation sera faible, conduisant à une plage plus noire ou radiotransparente. Plus la densité du tissu exploré est élevée et plus l'énergie du faisceau de rayons X émergeant est faible, plus l'atténuation sera importante, conduisant à une plage plus blanche ou radio-opaque sur l'image.
• Les radiographies par projection sont des images en échelle de gris, composées par des opacités, des lignes et des contours.
• Un trait prend naissance sur une radiographie lorsque le faisceau de rayons X aborde tangentiellement la surface d'une structure opaque ou l'interface séparant deux structures d'opacité différente.
• Un meilleur contraste est obtenu en diminuant les kV, au prix d'une atténuation globale supérieure obligeant à augmenter les mA, donc l'exposition du patient. La réduction de la dose au patient se fait soit en diminuant l'intensité du faisceau incident, soit en augmentant l'énergie des rayonnements au risque de diminuer le contraste.
• La diffusion Compton augmente pour des énergies de rayons X (en keV) plus élevées, et des champs d'exploration du patient plus larges ; elle dégrade l'image radiologique et provoque une diffusion dans l'ensemble de la pièce d'exploration.
• Il est nécessaire de réaliser au moins deux projections à différentes incidences (si possible orthogonales) pour pouvoir localiser un objet dans les trois dimensions de l'espace.
• Plus l'orientation du faisceau de rayons X par rapport au plan de référence du patient (angle d'incidence) ou par rapport au plan du système de détection (angle de projection) sera grand, plus l'effet de distorsion géométrique dans l'image sera grand.
• Une radiographie entraîne un agrandissement lié à l'effet de projection.

Bibliographie

• Peyret O, Bergot C. L'imagerie par rayons X. In: Biophysique pour les sciences de la vie et de la santé. Omniscience Ed ; 2007. p. 79–813.
• Régent D, Mandry D, Croise-Laurent V, et al. Production des rayons X en imagerie par projection et en scanographie. In: EMC - Radiologie et imagerie médicale - principes et technique - radioprotection. Elsevier ; 2013.
• Wybier M, Bossard P. Musculoskeletal imaging in progress : the EOS imaging system. Joint Bone Spine 2013 ;80(3):238–43.

 

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by Christophe Nioche

Les fondamentaux - Chapitre 2 - Caractéristiques d'une image médicale

E. Durand et E. Blondiaux

 

Plan du chapitre

• Numérisation, pixels, voxels
• Résolution spatiale
• Bruit
• Contraste
• Images en projection et images en coupes
• Présentation et orientation des images
• Archivage

Une image correspond à la mesure localisée d'un signal physique d'un objet1 dans l'espace, généralement en deux dimensions (2D) ou en trois dimensions (3D). On explore ainsi une partie de l'espace appelée « champ de vue » ou field of view (FOV). Ce champ de vue peut concerner l'organisme entier (imagerie « corps entier ») ou bien être ciblé sur une partie de l'organisme.

Le signal est donc uniforme au sein d'un pixel dans l'image, alors qu'il ne l'est pas au sein d'un voxel dans l'objet exploré. Ce passage d'un objet réel continu à une image composée de pixels – donc discrète –, appelée conversion analogique-numérique, peut être la source d'artefacts. En particulier, si la taille des pixels est trop grosse, on risque de perdre une partie des détails. Le nombre de pixels dans chacune des dimensions s'appelle la matrice. Par exemple, un champ de vue de 12,8 cm découpé en pixels de 1 mm de côté aura une matrice de 128. Plus la matrice est grande, plus la taille des pixels est petite et plus il est donc théoriquement possible de voir des détails fins (figure 2.2). La matrice est souvent composée de puissances entières de 2, pour des raisons liées aux calculs en traitement de l'image. De même, le nombre de pixels dans les deux dimensions est souvent le même.

Résolution spatiale

La résolution spatiale est la capacité à distinguer des structures fines dans l'image. Au sens strict, la résolution spatiale est le nombre de paires de lignes qu'on peut distinguer dans une image par unité de longueur. Par exemple, si on distingue deux points séparés de 2 mm, mais qu'on ne distingue plus des points plus rapprochés, on dira que la résolution spatiale est de 0,5 mm–1. Par abus de langage, on parle le plus souvent d'une résolution de 2 mm dans ce cas.
La résolution est bien sûr conditionnée par la taille des pixels. Par exemple, si la taille d'un pixel est de 2 mm, la résolution la plus fine qu'on puisse espérer voir est de 0,25 mm− 1, c'est-à-dire des structures espacées de 4 mm (figure 2.3).

On ne peut distinguer deux pixels noirs que s'ils sont espacés d'un pixel blanc (A) ; sur la figure de droite, on ne distingue qu'une seule structure (B). La résolution spatiale la plus fine permise est donc 1/(2 pixels).

Dessin : Emmanuel Durand.

Toutefois, s'il n'est pas possible de voir une résolution plus fine que ce que permet la taille des pixels, cette dernière ne fait pas tout. En effet, la qualité de l'instrument d'imagerie a un rôle majeur et si la résolution intrinsèque de l'appareil est mauvaise, découper l'image en pixels très fins ne résoudra rien (figure 2.4).

La taille des pixels peut limiter la résolution spatiale, mais la résolution spatiale n'est pas la taille des pixels : elle dépend aussi de la qualité de l'appareil d'imagerie !

Lorsque des structures sont plus petites que ce que permet de voir la résolution spatiale, elles peuvent :

• ne pas être visibles ;
• être visibles mais floues (figure 2.4) ;
• être vues mais avec un niveau de signal incorrect, par moyennage avec les structures qui les entourent ; on parle alors d'effet de volume partiel (figure 2.5).

Bruit

Dans le domaine du traitement du signal et de l'image, le bruit correspond à un phénomène aléatoire qui se surajoute à l'image idéale. Probablement la meilleure approche pour comprendre le bruit est de comprendre que si l'on acquiert plusieurs fois l'image d'un même objet, immobile et inchangé, on n'observera pas exactement le même résultat : la différence est liée au bruit. De la même manière, en lançant plusieurs fois un dé, on n'obtient pas le même résultat : c'est aléatoire (figure 2.6).

La partie constante est l'image idéale, la partie variable est le bruit.

Comme tout phénomène aléatoire, le bruit est caractérisé par son écart type (racine carrée de la variance), qu'on note σ.

Pour quantifier le niveau de bruit, on compare généralement l'intensité du signal avec l'écart-type du bruit pour déterminer le rapport signal sur bruit (RSB) :

où S est l'intensité du signal. Le bruit dans l'image peut gêner l'interprétation et, à l'extrême, rendre les images complètement illisibles. La présence de bruit va également détériorer la résolution spatiale puisqu'il peut être impossible de distinguer des structures trop petites dans une image très bruitée (figure 2.7).

Contraste

Un diagnostic est généralement fait en discernant le signal anormal d'une lésion au sein d'un organe normal. C'est donc le contraste entre les deux qui permet le diagnostic. Le signal de l'organe normal est parfois appelé « bruit de fond » en français. Ce terme n'est pas très heureux car il fait référence au bruit (aléatoire) alors qu'il ne s'agit pas de bruit ici. Le terme anglais background est plus adapté.
Si l'on note S1 le signal de la lésion et S2 le signal de fond, le contraste est traditionnellement défini comme : C = | S₁ - S₂ | / | S₁ + S₂ |

Un signal de 6 sur un fond de 2 donne donc un contraste de 0,5. Toutefois, sur une image numérique, il est aisé de changer le contraste à volonté. Dans l'exemple précédent, si l'on soustrait la valeur 4 à l'image, les deux valeurs précédentes deviennent respectivement + 2 et − 2 avec un contraste qui devient infini. Plus intéressant est donc de considérer le rapport contraste sur bruit (RCB) : RCB = C = | S₁ - S₂ | / σ

Images en projection et images en coupes

L'objet étudié est fondamentalement tridimensionnel. Certaines modalités d'imagerie fournissent une image tridimensionnelle (imagerie en coupes) ; d'autres ne permettent d'obtenir qu'une image 2D (tableau 2.1). Il s'agit donc d'une projection de l'objet initial, comme une ombre chinoise (figure 2.8). On perd alors l'information de profondeur, la quantification devient difficile et les superpositions peuvent gêner l'interprétation.

Tableau 2.1

Types et mécanismes des différentes modalités d'imagerie

Type	Mécanisme	Modalité	2D/3D
Morphologique	Absorption des rayons X	Radiographie Angiographie numérisée	Projection 2D
		Angiographie rotationnelle TDM (scanner)	3D
	Réflexion des ultrasons	Échographie	Coupes 2D
		Échographie 3D	3D
Mixte	Échos de l'aimantation des noyaux	IRM	3D
Fonctionnelle	Émission de photons gamma	Scintigraphie	Projection 2D
		Tomoscintigraphie	3D
	Émission de positons	TEP	3D

Présentation et orientation des images

Par convention, les images sont présentées de la même façon au sein d'une modalité, qu'elle soit en projection ou en coupes (figure 2.8) :
• en projection de face ou en coupe coronale (ou frontale), la droite du patient est présentée à gauche de l'écran : comme si on regardait simplement le patient de face ;
• sur une vue axiale (ou transverse), la droite du patient est toujours située à gauche de l'écran : comme si on regardait le patient – allongé sur le dos – depuis ses pieds ;
• sur une vue sagittale ou de profil, l'image est présentée avec la partie antérieure du patient à gauche de l'écran, comme si on regardait le patient de profil gauche (à l'exception des images d'échographie sur lesquelles le pôle crânial du patient est présenté à gauche de l'écran)
• les images de scintigraphie planaire (projections) sont toujours représentées comme si l'observateur avait le point de vue de la caméra (voir chapitre 5).

Archivage

Les images médicales sont enregistrées sous un format de stockage et d'échange appelé digital imaging communication in medicine (DICOM) qui contient, outre l'image elle-même, des métadonnées la caractérisant (identité du patient, date et heure d'acquisition, type d'appareil, paramètres d'acquisition détaillés, etc.). Dans les établissements de santé, les images sont désormais archivées dans un système en réseau appelé Picture Archiving and Communication System (PACS), habituellement consultable également par les correspondants.

 

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by Christophe Nioche

Les fondamentaux - Chapitre 1 - Histoire de l'imagerie médicale

F. Brunotte et P. Devred

L'histoire de l'imagerie médicale a à peine plus d'une centaine d'années (liste 1.1). Elle a comporté des va-et-vient permanents entre la physique, l'anatomie, la biologie, la chimie et les spécialités médicales qui soulignent son caractère profondément pluridisciplinaire. La liste des prix Nobel qui ont influencé cette spécialité est là pour en témoigner (liste 1.2).

Liste 1.1 - Sélection de quelques dates essentielles de l'évolution de l'imagerie

• 1895 - W.C. Röntgen réalise la première image du squelette de la main de son épouse avec les rayons X
• 1897 - Premier laboratoire de radiologie créé par A. Béclère à l'hôpital Tenon (Paris)
• 1909 - Création par A. Béclère de la Société de radiologie médicale de Paris, devenue depuis Société française de radiologie en se séparant des physiciens : « Nul ne peut devenir un bon radiologiste sans être avant tout un bon clinicien »
• 1914 - Début de l'utilisation des produits de contraste opaques aux rayons X à base de bismuth, potasse, baryum pour le tube digestif et de sels d'argent pour les voies urinaires
• 1914–1918 - La radiologie contribue à la prise en charge des blessés au plus près des combats (voiturettes équipées à l'initiative de Marie Curie)
• 1918 - W.E. Dandy réalise la première ventriculographie gazeuse par injection directe d'air dans les ventricules cérébraux
• 1920 - Début de l'utilisation du thorium (Thorotrast) comme produit de contraste qui se révélera plus tard être responsable de cancers hépatiques du fait de la radioactivité alpha du thorium
• 1921 - A. Bocage dépose le brevet du premier tomographe aux rayons X
• 1923 - E.D. Osborne utilise l'iodure de sodium pour opacifier les voies urinaires
• 1923 - G.C. de Hevesy introduit le concept de traceur en montrant l'intérêt du plomb 210 pour suivre le devenir du plomb dans les plantes
• 1926 - H.L. Blumgart s'injecte du bismuth 214 dans une veine du bras et mesure la vitesse sanguine
• 1927 - Introduction des dérivés iodés de la pyridone comme contraste pour l'urographie par M. Swick
• 1928 - A.E. Moniz, à Lisbonne, publie les premières artériographies cérébrales à l'iodure de sodium par ponction carotidienne directe
• 1929 - W. Forssmann s'introduit un cathéter dans une veine du bras et le pousse jusqu'au cœur et ouvre ainsi la voie de la radiologie vasculaire
• 1932 - O. Chievitz et G.C. de Hevesy suivent le métabolisme du phosphore à l'aide du phosphore 32 chez le rat
• 1936 - Inauguration à Hambourg du monument en l'honneur des pionniers de la radiologie victimes de cancers et de leucémies radio-induits : « à ceux qui ont sacrifié leur vie dans la lutte contre les maladies et ont été les pionniers d'une application féconde des rayons de Röntgen… immortelle est la gloire de ces morts »
• 1937 - J.H. Lawrence utilise le phosphore 32 pour tenter de traiter une leucémie
• 1946 - S.M. Seidlin traite des métastases d'un cancer thyroïdien par l'iode 131 (131I)
• 1950 - B. Cassen introduit le premier dispositif d'imagerie par scintigraphie, le scanner rectilinéaire
• 1952 - J.J. Wild, L. Leksell et I. Edler utilisent pour la première fois les ultrasons pour l'étude du cœur. S.I. Seldinger développe l'abord percutané des artères périphériques pour la radiologie vasculaire
• 1957 - Invention de la gamma-caméra par H.O. Anger à Berkeley
• 1958 - L'Anglais I. Donald réalise la première échographie de l'utérus
• 1958 - W.D. Tucker et M.W. Greene décrivent le générateur de 99mTc au Brookhaven National Laboratory
• 1960 - Premières embolisations de malformations vasculaires en neuroradiologie par S. Wallace, R. Djindjian et J.J. Merland
• 1962 - Le Commissariat à l'énergie atomique (CEA) en France est le deuxième client du générateur de technétium après Chicago
• 1963 - D.E. Kuhl introduit la tomographie d'émission monophotonique
• 1972 - L'Anglais G.N. Hounsfield et l'Américain A.M. Cormack inventent le scanner X
• 1971–1973 - Les Américains R. Damadian et P.C. Lauterbur réalisent les premières images d'IRM
• 1973 - M.E. Phelps et E.J. Hoffman introduisent le premier appareil de tomographie par émission de positons (TEP)
• 1975 - Début de la diffusion de l'échographie médicale. A. Gruentzig crée le cathéter de dilatation vasculaire par ballonnet
• 1976 - Premier scanner X installé en France (Marseille)
• 1976 - A. Alavi injecte du fluorodésoxyglucose marqué au fluor 18 (18F-FDG) pour la première fois à un homme
• 1980 - Commercialisation des premières IRM
• 1983 - Premiers essais cliniques du DTPA-Gd comme agent de contraste en IRM
• 1985 - Premières endoprothèses vasculaires (stent)
• 2000 - T. Beyer et D.W. Townsend introduisent l'imagerie hybride couplant TEP et scanner X
• 2010 - Introduction de l'imagerie couplant TEP et IRM
• 2017 - Premières applications de l'intelligence artificielle susceptibles de se comparer à l'interprétation d'un spécialiste pour la détection d'anomalies sur des examens d'imagerie médicale

Liste 1.2 - Prix Nobel en lien avec l'imagerie

• 1901 - W.C. Röntgen (Allemagne), physique, en reconnaissance des services extraordinaires qu'il a rendus en découvrant les remarquables rayons qui ont été nommés par la suite en son honneur
• 1903 - A.H. Becquerel, P. Curie, M. Curie (France), physique, en témoignage des services extraordinaires rendus par la découverte de la radioactivité spontanée et les phénomènes radiatifs
• 1911 - M. Curie (France), chimie, en reconnaissance des services pour l'avancement de la chimie par la découverte de nouveaux éléments : le radium (Ra) et le polonium (Po), par l'étude de leur nature et de leurs composés
• 1935 - F. Joliot et I. Joliot-Curie (France), chimie en reconnaissance de la synthèse de nouveaux éléments radioactifs
• 1943 - G.C. de Hevesy (Suède), chimie, pour son travail dans le domaine des traceurs radioactifs
• 1944 - I.I. Rabi (États-Unis), physique pour sa méthode de résonance servant à enregistrer les propriétés magnétiques du noyau atomique
• 1946 - H.J. Muller (États-Unis), physiologie et médecine, pour ses recherches sur les mutations induites par les rayons X
• 1949 - A.E. Moniz (Portugal), physiologie et médecine, pour le développement de la leucotomie préfrontale (lobotomie) appliquée au traitement de certaines psychoses et troubles mentaux (inventeur de l'artériographie cérébrale)
• 1952 - F. Bloch et E.M. Purcell (États-Unis), physique pour leur développement de nouvelles méthodes de mesures magnétiques nucléaires fines et les découvertes qui en ont découlé
• 1956 - A.F. Cournand (États-Unis), W. Forssmann (Allemagne), D.W. Richards (États-Unis), physiologie et médecine pour leur découverte concernant le cathétérisme cardiaque et les changements pathologiques dans le système circulatoire
• 1979 - A.M.Cormack (États-Unis), G.N. Hounsfield (Royaume-Uni), physiologie et médecine pour la production d'images tomographiques en imagerie par rayons X
• 1991 - R.R. Ernst (Suisse), chimie pour ses contributions au développement de la méthodologie de la spectroscopie de la résonance magnétique nucléaire à haute définition
• 1992 - G. Charpak (France), physique pour son invention et le développement de détecteurs de particules, en particulier la chambre « multifils »
• 2003 - P.C. Lauterbur (États-Unis), P. Mansfield (Royaume-Uni), physiologie et médecine pour leurs découvertes concernant l'imagerie par résonance magnétique

Si les tout-débuts de son développement ont mis en danger médecins et patients en raison de la nocivité des rayons X, de certains produits de contraste comme le Thorotrast (produit de contraste à base de thorium, composé radioactif utilisé dans les années 1930–1940, qui s'est révélé par la suite cancérigène) ou de certaines techniques, l'imagerie permet aujourd'hui une approche morphologique et fonctionnelle remarquable du corps humain, le plus souvent de manière simple et sans risque.

Ces progrès ont changé l'approche des maladies. Prenons l'exemple du diagnostic des tumeurs cérébrales. L'arrivée des rayons X permit seulement de les mettre en évidence par l'intermédiaire de leur retentissement osseux ou des calcifications qu'elles contenaient. L'idée d'utiliser les agents de contraste apparut donc rapidement, d'abord par un contraste négatif grâce à l'injection d'air dans les espaces liquidiens du cerveau (douloureux), puis par injection de contraste dans les carotides sous anesthésie générale après dénudation chirurgicale de la carotide. En dépit de ses progrès, l'artériographie restait agressive et, à partir de 1950, la médecine nucléaire occupa le terrain de l'imagerie sans danger pour le patient avec la fluorescéine marquée à l'iode, le mercure -203 et surtout l'acide diéthylène triamine penta acétique (DTPA) marqué au technétium -99m (^99mTc) qui régna comme la méthode de référence jusqu'au développement explosif du scanner (ou tomodensitométrie [TDM]) à partir de 1971. Depuis la fin des années 1980, l'imagerie par résonance magnétique (IRM) avec le DTPA-gadolinium (Gd) est devenue la méthode de référence de l'imagerie des tumeurs cérébrales.

Ainsi, l'imagerie n'est pas figée et des techniques qui paraissaient incontournables comme l'urographie intraveineuse, les opacifications digestives, ou certaines scintigraphies ont presque disparu, remplacées par l'échographie, la TDM, l'IRM et de nouveaux radiopharmaceutiques en médecine nucléaire.

Chaque technique a ses domaines d'excellence : les ultrasons sont irremplaçables aujourd'hui dans le suivi des grossesses ou en cardiologie ; la TDM et l'IRM ont chacune leur place en neuroradiologie et dans l'ensemble de l'imagerie ; la médecine nucléaire s'est affirmée pour l'approche moléculaire des maladies et de leur traitement, etc.

 

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by Christophe Nioche

Les fondamentaux - Terminologie en imagerie

Une structure s'analyse en fonction de son signal absolu ou relatif (par rapport aux organes ou tissus adjacents).

Tableau 1 - Résumé des principaux termes descriptifs du signal en imagerie

	Radiographie	TDM	Echographie	IRM	médecine nucléaire
Blanc	opacité	hyperdense	hyperéchogène	hypersignal	hyperfixant
Gris	intermédiaire	isodense	isoéchogène	isosignal	isofixant
Noir	clarté	hypodense	anéchogène	hyposignal	hypofixant

 

Radiographie

• Opacité = zone de forte densité (blanche)
• Clarté = zone de moindre densité (sombre ou noire)
• Une structure dense (Z élevé), comme l'os, atténue (absorbe) beaucoup les RX c'est à dire est « radio-opaque » (blanche)
• Une structure aérique (Z faible), comme les poumons, atténue peu les RX c'est à dire apparaît comme une « hyper clarté » (sombre ou noire)
• Structure intermédiaire : tissus mous peu contrastés nécessitant parfois l'utilisation de produits de contraste à Z élevé : baryum (Z = 56) ou iode (Z = 53)

 

Tomodensitométrie

Le principe est le même que pour la radiographie mais on utilise une terminologie un peu différente :

• Hypodense : par exemple la valeur – 1000 UH attribuée à l'air (noir)
• Isodense : la valeur 0 UH est attribuée à l'eau (intermédiaire) ou se dit d'une structure de même densité que le parenchyme normal
• Hyperdense : par exemple la valeur + 1000 UH attribuée à l'os compact (blanc)

 

Échographie

• Anéchogène (noire) : liquide homogène, absence d'interfaces donc absence d'écho
• Hypoéchogène (intermédiaire)
• Hyperéchogène (blanche)
• Cône d'ombre postérieur : vide d'échos en arrière d'une structure absorbante qui est hyperéchogène
• Renforcement postérieur des ultrasons : renforcement de l'intensité du faisceau d'ultrasons en arrière d'une structure non absorbante qui est anéchogène
• Echos de réverbération ou image en queue de comète : réflexions multiples sur deux interfaces très réfléchissantes

 

IRM

• Hypersignal (ou hyperintense) : blanc
• Hyposignal (ou hypointense) : noir
• Isosignal (ou isointense) : de signal intermédiaire ou se dit d'une structure de même signal que le parenchyme normal

 

Médecine nucléaire

• Hyperfixation (ou hypermétabolisme) : signal plus intense lié à une concentration plus forte du radiopharmaceutique injecté, généralement lié à un métabolisme plus intense
• Hypofixation (ou hypométabolisme) : signal moins intense.

 

Radioanatomie

Noeuds lymphatiques (nomenclature internationale) : lieu de prolifération et de différenciation des cellules immunitaires. Le terme « ganglions lymphatiques » est utilisé dans le langage courant et en de rares occasions dans cet ouvrage. Une technique de repérage des noeuds lymphatiques a une appellation consacrée : « technique du ganglion sentinelle ».

 

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Les fondamentaux - Préface

La radiologie et imagerie médicale ainsi que la médecine nucléaire sont des spécialités peu connues des étudiants, vues souvent comme complexes et techniques. Leur premier contact se fait souvent au cours des examens de sélection des premières années avec des exercices de doses, d'activité de traceur, de fixation, de décroissance de radioactivité.

Il est vrai qu'un minimum de connaissances est nécessaire pour appréhender les possibilités offertes par les examens d'imagerie. D'un côté, la radio-anatomie exige de l'étudiant que vous êtes de ré-apprendre l'anatomie du corps humain d'une manière différente, dans des plans de coupes transverses, sagittales, coronales, voire obliques ou double-obliques alors que l'apprentissage de l'anatomie demande en soi un investissement conséquent. D'un autre côté, les examens de médecine nucléaire reposent sur des processus physiopathologiques nombreux et variés qui expliquent la biodistribution des médicaments radiopharmaceutiques utilisés. De plus, les examens proposés permettent maintenant de superposer à l'anatomie des informations de fonctions, de métabolisme, de perfusion, de viabilité, de nécrose… venant amplifier les renseignements fournis aux demandeurs.

Et pourtant, tous les jours, quelle que soit votre discipline de demain, vous serez amenés à demander des examens, à les comprendre, à les expliquer à vos patients. Le radiologue et le médecin nucléaire sont des médecins qui seront vos correspondants dans un travail d'équipe permettant des soins de qualité car coordonnés et adaptés aux patients en fonction de la demande de dépistage, de diagnostic, de suivi ou de traitement par radiologie interventionnelle ou par radiothérapie interne vectorisée. L'imagerie est présente pour l'exploration de toutes les pathologies ou presque, quel que soit l'âge de la Vie. Nos disciplines sont transversales dans l'enseignement des EDN et vous devez connaitre les indications, contre-indications, modalités de réalisation, résultats attendus, les conduites à tenir pour les principales pathologies.

La radiologie et la médecine nucléaire ont fait des progrès considérables ces dernières années rendant leurs indications plus complexes et plus nombreuses. Vous trouverez dans ce livre des éléments de base pour comprendre comment sont réalisés les examens afin de pouvoir les expliquer aux patients, obtenir leur accord, connaitre les indications, les contre-indications et les conduites à tenir selon les résultats obtenus. Votre responsabilité sera engagée dès que vous demanderez un examen mais cette responsabilité sera partagée avec le radiologue ou le médecin nucléaire contrairement aux pharmaciens ou biologistes qui exécuteront votre prescription. Sachez travailler main dans la main avec nous pour offrir à nos patients le meilleur des soins. Trop de médecins demandent l'examen radiologique avant de réaliser un examen clinique : cette tendance doit être combattue car à une question vague, la réponse apportée par l'imagerie restera vague. Si la question est ciblée par votre interrogatoire et votre examen clinique, l'examen radiologique ou de médecine nucléaire permettra de vous apporter une réponse plus adaptée.

Dans ce livre vous trouverez toutes les informations utiles pour vos examens. Nous vous souhaitons un bon apprentissage de l'imagerie médicale et vous invitons à ne pas hésiter à compléter vos connaissances par un ou plusieurs stages dans nos services pour mieux vous approprier ces examens. N'hésitez pas à nous contacter pour comprendre les possibilités des examens et traitements proposés, afin de choisir celui qui sera le plus adéquat dans le contexte clinique donnée, nous sommes des médecins et soignants à votre disposition.

Jean-Paul Beregi Pr , Damien Huglo Pr et Michel Montaudon Pr

 

 

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by Christophe Nioche

Les fondamentaux - Les auteurs

Coordinateurs

• Éléonore Blondiaux, PU-PH, service d'imagerie, Hôpital Armand Trousseau, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris
• Emmanuel Duran, PU-PH, chef de service, service de biophysique et médecine nucléaire, Hôpitaux Universitaires Paris Sud, Hôpital Bicêtre, AP-HP, Le Kremlin-Bicêtre ; coordonnateur national du DES de médecine nucléaire, Université Paris Saclay
• Michel Montaudo, PU-PH, laboratoire d'anatomie, Université de Bordeaux, Bordeaux

Auteurs

• Ronan Abgra, PU-PH, service de médecine nucléaire, Hôpital Augustin Morvan, CHRU de Brest, Brest

• Lionel Arriv, PU-PH, service d'imagerie médicale, Hôpital Saint-Antoine, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Fayçal Ben Bouallègue†, MCU-PH, médecine nucléaire, Hôpital Lapeyronie, CHU de Montpellier, Montpellier

• Jean-Paul Beregi,PU-PH, service de radiologie, CHU Caremeau, Nîmes

• Florent Besson, MCU-PH, service de biophysique et médecine nucléaire, Hôpitaux Universitaires Paris Sud, Le Kremlin-Bicêtre ; Université Paris Saclay

• Guillaume Bierry, PU-PH, service de radiologie 2, Hôpitaux Universitaires de Strasbourg, Strasbourg

• Cyrille Blondet, MCU-PH, service biophysique et médecine nucléaire, Hôpitaux Universitaires de Strasbourg, Strasbourg

• Alain Blum, PU-PH, service d'imagerie Guilloz, Hôpital Central, CHU de Nancy, Nancy

• Gérald Bonardel, professeur agrégé du Val-de-Grâce, service de médecine nucléaire, Centre, cardiologique du Nord, Saint-Denis

• François Brunotte, professeur émérite, biophysique et médecine nucléaire, Dijon

• Florent Cachin, PU-PH, service de médecine nucléaire, Centre Jean Perrin de lutte contre le cancer, Clermont-Ferrand

• Sophie Cahen-Riehm, PH, service d'imagerie 1, Hôpital de Hautepierre, CHU de Strasbourg, Strasbourg

• Pascal Chabrot, PU-PH, CHU de Clermont-Ferrand, Radiologie Montpied, Institut Pascal, UMR 6602 CNRS SIGMA UCA, Clermont-Ferrand

• Agathe Chammas, PH, service d'imagerie 2, CHU de Hautepierre, Strasbourg

• Jean-François Chateil, PU-PH, chef de service, service d'imagerie anténatale, de l'enfant et de la femme, Université de Bordeaux, CHU Pellegrin, Bordeaux

• Olivier Chevallier, CCA, département de radiologie diagnostique et thérapeutique, Hôpital François Mitterrand, CHU de Dijon, Dijon

• Alexandre Cochet, PU-PH, chef de service, service de médecine nucléaire, Université de Bourgogne, UFR des Sciences de santé, service de spectroscopie RMN et IRM cardiaque Centre Georges-François Leclerc et CHU de Dijon, Dijon,
• Emmanuel Deshayes, MCU-PH, service de médecine nucléaire, Institut du Cancer de Montpellier ; Faculté de médecine Montpellier-Nîmes, Université de Montpellier

• Jean-Yves Devaux, professeur honoraire de biophysique et de médecine nucléaire, Paris

• Philippe Devred, PU-PH, service d'imagerie pédiatrique et prénatale, Hôpital de la Timone Enfant, AP-HM ; Université Aix-Marseille, Marseille

• Gilbert Ferretti, PU-PH, clinique universitaire de radiologie et imagerie médicale, CHU de Grenoble Alpes, Grenoble

• Laure Fournier, PU-PH, service de neuroradiologie, Hôpital européen Georges Pompidou, AP-HP ; Université de Paris Cité, Paris

• Damien Galanaud, PU-PH, Hôpital de la Pitié-Salpêtrière, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Pedro Augusto Gondim Teixeira, PU-PH, service de radiologie Guilloz, Hôpital Central, CHU de Nancy, Nancy

• Gilles Grimon, MCU-PH, service de biophysique et médecine nucléaire, Hôpital Bicêtre, AP-HP, Le Kremlin-Bicêtre ; Université Paris Saclay, Faculté de médecine

• Vincent Hazebroucq, MD PhD, MCU-PH détaché en tant que médecin responsable de programmes d'inspection et d'audit à l'ARS Île-de-France

• Damien Huglo, PU-PH, chef de service, service de médecine nucléaire, CHRU de Lille, Lille

• Olivier Humbert, PU-PH, Faculté de médecine de Nice Sophia Antipolis, Nice

• Isabelle Keller-Petrot, PH, service de médecine nucléaire pédiatrique, Hôpital Armand Trousseau, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Dris Kharroubi, AHU, service de médecine nucléaire, Groupe hospitalier Pitié-Salpêtrière, AP-HP, Paris

• Stéphane Kremer, PU-PH, service d'imagerie 2, Hôpital de Hautepierre, CHU de Strasbourg, Strasbourg

• Claire de Labriolle-Vaylet, MCU-PH honoraire, service de médecine nucléaire, Hôpital Armand-Trousseau, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Alain Lalande, MCU-PH, service de spectroscopie, Hôpital François Mitterrand, CHU de Dijon ; LE2I Faculté de médecine, Université de Bourgogne Franche-Comté, Dijon

• Vincent Lebon, PU-PH, service de médecine nucléaire Frédéric Joliot, Orsay ; UFR de médecine, Université Paris-Saclay, UMR BioMaps, CEA-SHFJ, Orsay

• Florence Le Jeune, PU-PH, service de médecine nucléaire, Centre Eugène Marquis, CHU de Rennes

• Pierre-Yves Le Roux, PU-PH, service de biophysique et médecine nucléaire, CHRU de Brest, Brest

• Romaric Loffroy, PU-PH, département de radiologie diagnostique et thérapeutique, Hôpital François-Mitterrand, CHU de Dijon, Dijon

• Benjamin Longère, PH, service de radiologie et imagerie cardiovasculaire, Institut Cœur-Poumon, CHRU de Lille, Lille

• Olivier Lucidarme, PU-PH, chef de service, service de radiologie polyvalente et oncologique, Groupe hospitalier Pitié-Salpêtrière, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Charlotte Lussey-Lepoutre, PU-PH, responsable de l'unité fonctionnelle de radiothérapie interne vectorisée, service de médecine nucléaire, Hôpital Pitié-Salpêtrière, AP-HP, Paris ; Sorbonne Université

• Damien Mandry, PU-PH, service de radiologie, Hôpitaux de Brabois, CHRU de Nancy, Vandœuvre-lès-Nancy ; Université de Lorraine, Faculté de médecine, Nancy

• Denis Mariano-Goulart, PU-PH, chef de service médecine nucléaire, Hôpital Lapeyronie, CHU de Montpellier, Montpellier

• Fatima-Zohra Mokrane, PU-PH, service de radiologie, Hôpital Rangueil, CHU de Toulouse ; Unité INSERM I2MC-équipe 13-Toulouse

• Sébastien Molière, PH, service d'imagerie 1, Hôpital de Hautepierre, CHU de Strasbourg, Strasbourg

• Mickaël Ohana, PU-PH, service d'imagerie diagnostique cardiovasculaire et thoracique, Nouvel Hôpital Civil, Strasbourg

• Frédéric Patat, ingénieur, PU-PH, service échographie Doppler, CHRU de Tours ; CIC IT 1415 Ultrasons et Radiopharmaceutiques, Tours

• François Pontana, PU-PH, chef de service, service radiologie et imagerie cardiovasculaire, Institut Cœur-Poumon, CHRU de Lille, Lille

• Alban Redheuil, PU-PH, département d'imagerie cardiovasculaire et de radiologie interventionnelle et thoracique, Institut de cardiologie, Groupe hospitalier La Pitié Salpêtrière ; Sorbonne Université, Faculté de médecine ; ICAN (Institute of Cardiometabolism and Nutrition) ; LIB Biomedical Imaging Laboratory, Cardiovascular Research Team (INSERM/CNRS/UPMC), Paris

• Raphaële Renard-Penna, PU-PH, Hôpitaux Tenon-Pitié Salpêtrière, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Maxime Ronot, PU-PH, service de radiologie, Hôpitaux Universitaires Paris Nord-Val-de-Seine, Hôpital Beaujon, Clichy

• Edmond Rust, médecin nucléaire, médecine nucléaire, Clinique du Diaconat, Mulhouse

• David Taïeb, PU-PH, service de médecine nucléaire, Hôpital de la Timone, AP-HM, Marseille

• Isabelle Thomassin-Naggara, PU-PH, département de radiologie, Hôpital Tenon, AP-HP ; Sorbonne Université, Paris

• Thomas Tourdias, PU-PH, service de neuroimagerie diagnostique et thérapeutique, CHU de Bordeaux

• Paul Michael Walker, MCU-PH, imagerie médicale application clinique, département Vision, LE2I, UMR CNRS 6306, Faculté de médecine, Université de Bourgogne-Franche-Comté, Dijon

Contributeurs de la première édition

• Louis Boyer, PU-PH, pôle radiologie et imagerie médicale, Hôpital Gabriel Montpied, CHU de Clermont-Ferrand, Clermont-Ferrand

• Sophie Chagnon-Lhespitaou^†, PU-PH, service de radiologie, Hôpital Ambroise Paré, UFR Paris-Île de, France Ouest

• Philippe Chaumet-Riffaud, PU-PH, service de biophysique et de médecine nucléaire, Hôpitaux Universitaires Paris Sud, Le Kremlin-Bicêtre ; Université Paris Saclay

• Anne Cotten, PU-PH, service de radiologie et imagerie musculosquelettique, CCIAL, CHRU de Lille, Lille

• Olivier Couturier, PU-PH, chef de Service, service de médecine nucléaire et biophysique CHU d'Angers, Angers

• Valérie Croisé-Laurent, PU-PH, Radiologie Brabois adultes, Hôpitaux de Brabois, CHRU de Nancy, Vandœuvre-lès-Nancy

• Jean-Nicolas Dacher, PU-PH, chef de service, service d'imagerie médicale, CHU Charles Nicolle, Rouen

• Jacques Darcourt, PU-PH, Biophysique et médecine nucléaire, Faculté de médecine, Université Côte d'Azur, Nice

• Hubert Ducou le Pointe, PU-PH, chef de service, service de radiologie pédiatrique, Hôpital Armand-Trousseau, AP-HP ; Université Pierre et Marie Curie, Paris

• Olivier Ernst, PU-PH, chef de service, service d'imagerie digestive et endocrinienne, Hôpital Huriez, CHRU de Lille, Lille

• Astrid Girma, médecin nucléaire, médecine nucléaire, Hôpital Foch, Suresnes

• Boris Guiu, PU-PH, chef de service, département de radiologie diagnostique et interventionnelle, Hôpital Saint-Éloi, CHU de Montpellier, Montpellier

• Olivier Hauger, PU-PH, responsable unité d'imagerie ostéo-articulaire, service d'imagerie diagnostique et thérapeutique de l'adulte, Hôpital Pellegrin, CHU de Bordeaux, Bordeaux

• Olivier Hélénon, PU-PH, chef de service, service radiologie adultes, Hôpital Necker-Enfants malades, AP-HP, Paris

• Elif Hindie, PU-PH, service de médecine nucléaire Sud et Pellegrin, CHU de Bordeaux, Pessac

• Emmanuel Itti, PU-PH, chef de service, service de médecine nucléaire, CHU Henri Mondor, AP-HP ; Université Paris-Est Créteil, Créteil

• Bruno Kastler, PU-PH, service de radiologie adultes, Hôpital Necker-Enfants malades, AP-HP, Paris

• Alain Luciani, PU-PH, service d'imagerie médicale, Faculté de médecine de Créteil, Université Paris Est Créteil, INSERM U955 Équipe 18, CHU Henri Mondor, Créteil

• Xavier Marchandise, professeur honoraire de biophysique et médecine nucléaire, service de médecine nucléaire Imanord, Villeneuve d'Ascq

• Pierre-Yves Marie, PU-PH, service de médecine nucléaire, Hôpitaux de Brabois, CHRU de Nancy, Vandœuvre-lès-Nancy

• Guillaume Marzolf, CCA, service d'imagerie 2, Hôpital de Hautepierre, CHU de Strasbourg, Strasbourg

• Nicolas Menjot de Champfleu, PU-PH, service de neuroradiologie, Hôpital Gui de Chauliac, CHU de Montpellier, Montpellier

• Guy Mouli, PU-PH, service de radiologie adultes, Hôpital de la Timone, AP-HM, Marseille

• Olivier Mundle, PU-PH honoraire, service de médecine nucléaire, Hôpital de la Timone, AP-HM, Marseille

• Pierre Olivie, PU-PH, service de médecine nucléaire, Hôpitaux de Brabois, CHU de Nancy, Vandœuvre-lès-Nancy

• Catherine Oppenhei, PU-PH, service d'imagerie morphologique et fonctionnelle, Hôpital Sainte-Anne, Paris

• Philippe Ota, PU-PH, service de radiologie, Hôpital Rangueil, CHU de Toulouse, Toulouse

• Philippe Peti, PU-PH, chef de service, service d'imagerie pédiatrique et prénatale, Hôpital de la Timone Enfant, AP-HM, Marseille

• Pierre Potteche, CCA, département de radiologie diagnostique et thérapeutique, Hôpital François Mitterrand, CHU de Dijon, Dijon

• Alain Prigen, PU-PH honoraire, Université Paris Sud, Université Paris Saclay, Hôpitaux Universitaires Paris Sud

• Caroline Rousseau, MCU-PH, médecine nucléaire, ICO Gauducheau, Saint-Herblain

• Fabien Schneider, MCU-PH, radiologie centrale, Hôpital Nord, CHU de Saint-Étienne, Saint-Étienne

• Patrice Taoure, PU-PH, département d'imagerie médicale, Hôpital Lapeyronie, Université Montpellier 1, Montpellier

• Jean-Pierre Tasu, PU-PH, chef de service, service de radiologie, CHU de Poitiers, Poitiers

• Pierre Vera, PU-PH, directeur général, département radiologie et médecine nucléaire, QuantIF-Litis (EA4108 – FR CNRS 3638) CLCC Henri Becquerel, Rouen

• Paul Michael Walke, MCU-PH, imagerie médicale application clinique, département Vision, LE2I, UMR CNRS 6306, Faculté de médecine, Université de Bourgogne-Franche-Comté, Dijon

 

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by Christophe Nioche