I M Clinicien

Imagerie mdicale pour le clinicien

Chez le mme diteur

Gyncologie, par J. Lansac, P. Lecomte, H. Marret. Collection Pour le praticien, 2012, 7e dition, 592 pages.

Mdecine du sport, par H. Monod, P. Rochcongar. Collection Pour le praticien, 2009, 4e dition, 504 pages.

Cardiologie, par J.-P. Delahaye. Collection Pour le praticien, 2008, 3e dition, 568 pages.

ORL, par C. Dubreuil, J.-C. Pignat, G. Bolot, P. Cruse. 2002, 2e dition, 352 pages.

Pneumologie, par G. Huchon. 2001, 400 pages.

Du mme auteur dans la collection Imagerie mdicale pratiqueIRM pratique, 2e dition, 2012, 392 pagesScanner pratique, 2009, 352 pages


Lionel Arriv

Anne Miquel

Laurence Monnier-Cholley

Laurence Rocher

Ahmed Chaouki Tourabi

Ce logo a pour objet d'alerter le lecteur sur la menace que reprsente pour l'avenir de l'crit, tout particulire-ment dans le domaine universitaire, le dveloppement massif du photo-copillage . Cette pratique qui s'est gnralise, notamment dans les tablissements d'enseignement, provoque une baisse brutale des achats de livres, au point que la possibilit mme pour les auteurs de crer des uvres nouvelles et de les faire diter correctement est aujourd'hui menace.Nous rappelons donc que la reproduction et la vente sans autorisation, ainsi que le recel, sont passibles de poursuites. Les demandes d'autorisation de photocopier doivent tre adresses l'diteur ou au Centre fran-ais d'exploitation du droit de copie : 20, rue des Grands-Augustins, 75006 Paris. Tl. 01 44 07 47 70.

DANGER

LEPHOTOCOPILLAGE

TUE LE LIVRE

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2012, Elsevier Masson SAS. Tous droits rservsISBN : 978-2-294-71238-8

Elsevier Masson SAS, 62, rue Camille-Desmoulins, 92442 Issy-les-Moulineaux cedexwww.elsevier-masson.fr

Liste des auteurs

Lionel Arriv, Professeur des universits Universit Pierre et Marie Curie, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital Saint-Antoine

Valrie Calmels, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital BictreMathilde Gayet, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital BictreLudivine Glas, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital Bictreric Maury, Professeur des universits Universit Pierre et Marie Curie, Praticien hospitalier

Service de ranimation mdicale Hpital Saint-Antoine

Anne Miquel, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital Saint-AntoineLaurence Monnier-Cholley, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital Saint-AntoineAna Ruiz, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital Saint-AntoineLaurence Rocher, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital BictreAhmed Chaouki Tourabi, Praticien hospitalier Service de radiologie Hpital Saint-AntoineSophie Tingry, Mdecin gnraliste ParisCet ouvrage doit beaucoup au travail de Pascale Dono. Les images sont le fruit du travail des mdecins et de l'quipe de manipulateurs de nos services. Nous leur en sommes reconnaissants.

V

VII

Ddicace

Cet ouvrage est ddi la mmoire du Professeur Jean-Pierre Monnier, ancien chef du service de radiologie de l'hpital Saint-Antoine, dont l'abrg de radiodiagnostic a guid l'apprentissage de tant de mdecins.

IX

Avertissement en guise de captatio benevolentiae

Cet ouvrage a pour objectif de prsenter l'imagerie mdi-cale moderne dans ses multiples domaines d'application.

Il s'adresse donc tous les mdecins quel que soit leur exercice, qu'ils pratiquent la mdecine gnrale ou une spcialit. Aujourd'hui, ils ont accs une vaste offre d'exa-mens d'imagerie mdicale et ont ainsi quotidiennement l'occasion de se demander si un examen d'imagerie mdi-cale est utile la prise en charge, si oui, lequel est le plus appropri et ce qu'ils peuvent en attendre. Cet ouvrage a pour objectif de rpondre ces questions, d'aider la juste prescription et de prsenter les rsultats qu'ob-tient l'imagerie mdicale. Ainsi, il s'adresse galement aux tudiants en mdecine pour lesquels il pourrait constituer la base de ce qu'ils devront apprendre en matire d'image-rie mdicale.

L'ouvrage dbute par un chapitre gnral passant en revue les modalits actuellement disponibles en imagerie diagnostique et en imagerie d'intervention, puis il s'organise en chapitres relatifs aux applications en imagerie digestive, imagerie urinaire, ima-gerie de la femme, imagerie cardiorespiratoire, imagerie osto-articulaire, imagerie du systme nerveux. Chacun des ces cha-pitres est structur de la mme manire et dcrit les techniques d'imagerie utilisables, les principales indications et les rsultats.

Pour faciliter la lecture, la part belle a t faite aux encadrs et aux cas cliniques. Ils traitent d'un problme pathologique particulier, d'une exploration d'imagerie spcifique, d'une observation clinique relate dans les encadrs Sur le vif .

Nous esprons ainsi contribuer la bonne comprhen-sion et la bonne utilisation de l'imagerie mdicale moderne.

Bonne lecture

XIII

Abrviations

ACR American College of RadiologyADC coefficient apparent de diffusionAINS anti-inflammatoires non strodiensAIT accident ischmique transitoireALARA as low as reasonably achievableARM angiographie par rsonance magntiqueASP abdomen sans prparationAVC accident vasculaire crbralAVCI accident vasculaire crbral ischmiqueAVP accident de la voie publiqueBAAR bacilles acido-alcoolo-rsistantsBAV bloc auriculoventriculaireBK bacille de KochBNP brain natriuretic peptideBPCO bronchopneumopathie chronique obstructiveCAD computed assisted detection (dtection automatise par ordinateur)CADASIL cerebral autosomal dominant arteriopathy with subcortical infarcts and leukoencephalopathyCRP C-reactive proteinDMA dose maximale admissibleEBM Evidence Based Medicine (mdecine fonde sur les preuves)ECG lectrocardiogrammeECST European Carotid Surgery TrialEDMI cho-Doppler des membres infrieursEEG lectro-encphalogrammeEFR preuves fonctionnelles respiratoiresEG cho de gradientEMG lectromyogrammeEP embolie pulmonaireFDG fluorodsoxyglucoseFEVG fraction d'jection ventriculaire gaucheFIGO Fdration internationale des gyncologues et obsttriciensFIV fcondation invitroFLAIR fluid attenuated inversion recoveryGEU grossesse extra-utrineGIST gastrointestinal stromal tumorHAS Haute Autorit de SantHBP hypertrophie bnigne de la prostateHBPM hparine de bas poids molculaireHED hmatome extradural

Abrviations

XIV

HIC hmatome intracrbralHNPCC hereditary non polyposis colorectal cancerHSA hmorragie sous-arachnodienneHSD hmatome sous-duralHTA hypertension artrielleIDR intradermoraction la tuberculineIPD interphalangienne distaleIPP interphalangienne proximaleIR inversion-rcuprationIRM imagerie par rsonance magntiqueIRMf IRM fonctionnelleLBA lavage broncho-alvolaireLCA ligament crois antrieurLCL ligament collatral latralLCM ligament collatral mdialLCP ligament crois postrieurLCS liquide crbrospinalMAV malformation artrioveineuseMELD Model for End-stage Liver DiseaseMICI maladie inflammatoire chronique intestinaleMinIP minimal intensity projectionMIP maximal intensity projectionMPR multiplanar reconstructionmSv millisievertMTE maladie thromboemboliqueNASCET North American Symptomatic Carotid Endarterectomy TrialNEXUS National Emergency X-Radiography Utilisation StudyNFS numration-formule sanguineOAP dme aigu du poumonPACS picture archiving and communicating systemPAF polypose adnomateuse familialePCR polymerase chain reactionPDL produit dose/longueurPEG polythylneglycolPICC line peripheric inserted central catheter linePIT primo-infection tuberculeusePR polyarthrite rhumatodePSA prostate specific antigenRCH rectocolite ulcro-hmorragiqueRCP runion de concertation pluridisciplinaireRECIST response evaluation criteria in solid tumorsRIS radiological information systemSB substance blancheSCA syndrome coronaire aiguSE spin choSG substance griseSNC systme nerveux centralSOMPK syndrome des ovaires micropolykystiquesSPA spondylarthrite ankylosanteSTIR short T1 inversion recovery

Abrviations

XV

SUV standardized uptake valueTCE traumatisme cranio-encphaliqueTDM tomodensitomtrieTEP tomographie par mission de positonsTIPMP tumeurs intracanalaires papillaires et mucineuses du pancrasTIPS transjugular intrahepatic portosystemic shuntTOF time of flightTOGD transit so-gastro-duodnalTSA troncs supra-aortiquesTSH thyroid stimulating hormoneTVC thrombose veineuse crbraleTVP thrombose veineuse profondeUCAM urtrocystographie ascendante mictionnelleUH unit HounsfieldUIV urographie intraveineuseVHL maladie de von Hippel-LindauVIH virus de l'immunodficience humaineVPN valeur prdictive ngativeVR volume renderingVRT volume rendering technique

Chapitre

Imagerie mdicale pour le clinicien 2012, Elsevier Masson SAS. Tous droits rservs

1Modalits radiologiques

Chapitre

Lionel Arriv

P L A N D U C H A P I T R ERadiologie conventionnelle ou classique 2

Tomodensitomtrie 7

chographie et Doppler 12

Imagerie par rsonance magntique 15

Mdecine nuclaire 20

Radiologie interventionnelle ou imagerie d'intervention 23

Produits de contraste 25

Radioprotection 28

Radiologie et dpistage 29

Imagerie mdicale en pratique 32

Tlradiologie et mdecine virtuelle 36


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Radiologie conventionnelle ou classique

Dcouverts par Wilhelm Conrad Rntgen il y a plus d'un sicle ( encadr 1.1 ), les rayons X sont encore largement uti-liss en imagerie mdicale diagnostique. Ils font partie des rayonnements ionisants. C'est leur utilisation qui est exploi-te en tomodensitomtrie. En radiologie conventionnelle, la radiographie simple reste un examen trs frquem-ment ralis, notamment en pathologie pulmonaire et osto-articulaire. La radiographie du thorax est l'examen le plus pratiqu en France et dans le monde.

Production des rayons X L'mission de rayons X est la consquence d'une collision entre un lectron possdant une vitesse trs leve et une cible mtallique dense. Lors de cette collision, l'nergie cin-tique trs importante de l'lectron se convertit 99 % en chaleur (nergie thermique) et 1 % en rayonnement X. En pratique, les rayons X sont produits l'aide d'un tube rayons X. Ce dernier est form d'une cathode qui consti-tue la source des lectrons en portant incandescence un ou deux filaments. Le filament est chauff par un courant lectrique dont l'intensit est mesure en milliampres. De la variation de l'intensit du courant lectrique dpend la quantit de rayons X produits.

Une fois produits par le chauffage du filament, les lec-trons sont attirs vers la cible (l'anode) par une diffrence de potentiel trs leve qui peut varier de 40 150 kilovolts. Plus la diffrence de potentiel est leve, plus l'acclration est grande et plus l'nergie cintique des lectrons lors du choc est importante. Ainsi, plus la diffrence de potentiel est leve et plus les rayons X sont nergtiques. On parle de rayons X basse tension , de 40 90 kilovolts et haute tension de 100 150 kilovolts.

L'anode constitue la cible mtallique qui permet la cration de rayons X. Elle est un lment essentiel du tube rayons X. Il s'agit habituellement d'une plaque de tungstne suffi-samment dense pour favoriser la production de rayons X. L'anode doit tre galement capable de rsister aux tem-pratures leves cres par ces collisions et apte vacuer rapidement la chaleur engendre.

Le trajet des lectrons entre la cathode mettrice et l'anode rceptrice se fait au sein d'une enceinte qui a pour objectif de maintenir un vide. L'enceinte doit tre insen-sible aux trs hautes tempratures cres par l'mission de rayons X et radiotransparente. Le tube ainsi constitu d'une cathode, source des lectrons, et d'une anode, cible des

ENCADR 1.1 La dcouverte des rayons X En 1894, Wilhelm Conrad Rntgen est un physicien dont la rputation est dj largement tablie. C'est partir de cette anne-l qu'il dcide d'orienter ses recherches sur la dcharge des courants haute tension dans les gaz rarfis et les rayons cathodiques. Il se servait alors du tube de Crookes pour tudier les effets du passage d'un faisceau lectronique dans les gaz rares. Pour analyser ce faisceau lectronique ou cathodique fluorescent, il se servait d'un tube en verre o rgnait un vide non parfait, puis de l'interaction des ions arrachs de la cathode qui se trouvaient attirs par une plaque mtallique de charge positive. Les constituants d'un tube rayons X taient en fait ici rassembls. Le 8 novembre 1895, Wilhelm Conrad Rntgen remarque pour la premire fois l'apparition d'un rayonnement, inconnu, capable d'imprimer une plaque photographique lors de la mise sous tension de son tube rayon catho-dique. Il se rend compte que ces rayons sont capables de traverser plusieurs paisseurs de papier et de carton et d'imprimer des plaques photographiques qui se trouvent dans le laboratoire. Sur l'une d'elle, qu'il fait dvelopper, il discerne l'image d'un anneau pos sur la bote o taient enfermes les plaques. Rntgen multiplie les expriences afin de dmontrer que ces nouveaux rayons sont diffrents des rayons cathodiques. Ainsi s'aperoit-il que ces rayons inconnus sont capables d'obtenir une image en transparence du corps humain et, le 22 dcembre 1895, il ralise le premier clich radiographique de l'histoire : c'est celui de la main de sa femme Anna Berta. l'issue de son travail, il russit dmontrer les proprits exceptionnelles de ces nouveaux rayons, notamment le fait qu'ils sont absorbs et diffuss dans la matire et qu'ils sont aptes impressionner une plaque photographique par la dcharge de corps chargs lectriquement. la fin de l'anne 1895 et au dbut de l'anne 1896, ses dcouvertes sont communiques la communaut scien-tifique qui le rcompensera en 1901 du premier prix Nobel de physique de l'histoire. Dans les mois qui suivront l'annonce de la dcouverte, des physiciens, des ingnieurs, des photographes profes-sionnels ou amateurs russiront faire des radiographies d'objets et d'tres vivants. Peu aprs, plusieurs patients, souffrant notamment de fractures osseuses, sont examins avec ces nouveaux rayons. Rntgen refusera que ce nouveau rayonnement soit dnomm rayons Rntgen et continuera les nommer rayons X , du nom de l'inconnue mathmatique. Les rayons X taient ds lors prts passer la postrit et engendrer de multiples progrs dans les domaines scien-tifiques et technologiques, en mdecine bien sr, mais ga-lement en physique et en chimie.

1. Modalits radiologiques

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lectrons, soumis une diffrence de potentiel leve entre cathode et anode au sein d'une enceinte sous vide, est lui-mme inclus dans une gaine plombe pourvue d'une ouverture, ou fentre de sortie, place en face de l'anode qui permet l'mission du faisceau de rayons X (fig. 1.1). Cette mission de faisceau de rayons X s'effectue travers un filtre qui permet d'liminer les photons de trop faible nergie, puis au travers de diaphragmes et de localisateurs qui permettent de dterminer plus prcisment les dimen-sions et la forme du champ d'irradiation. On peut encore limiter et prciser le champ d'irradiation par l'addition de cnes localisateurs qui permettent d'adapter parfaitement le faisceau de rayons X aux dimensions de la rgion anato-mique examiner.

Proprits des rayons XLes rayons X sont caractriss par leurs proprits qui leur permettent de traverser des milieux de natures diffrentes et d'tre attnus en fonction des structures rencontres. En imagerie mdicale, ces proprits sont exploites en faisant traverser la rgion anatomique explore par les rayons X et en analysant aprs la traverse de la rgion anatomique les diffrentes zones d'attnuation du faisceau de rayons X, qui dpendent la fois de l'paisseur et de la densit des milieux rencontrs. Ainsi, l'attnuation du faisceau de rayons X est d'autant plus marque que l'paisseur et la densit du corps travers sont plus importantes. Les rayons X se propageant en ligne droite et dans toutes les directions, c'est l'utilisation des diaphragmes et des cnes localisateurs qui permettent d'adapter les caractristiques gomtriques du faisceau de rayons X la rgion anatomique tudie. Ainsi, l'image est

une ombre projete d'objets plus ou moins opaques aux faisceaux de radiation qui les pntrent. L'image radiolo-gique est donc la reprsentation sur un plan deux dimen-sions d'un volume et d'une paisseur complexes.

On peut juger de la qualit de l'image sur diffrents cri-tres : la fidlit, le contraste, la dfinition et la rsolution spatiale.

La fidlit se rapporte aux rgles d'optique radiologique qui peuvent tre l'origine d'un agrandissement ou d'une dformation gomtrique de la structure tudie. Par exemple, la radiographie thoracique est ralise en plaant la face antrieure du sujet contre la cassette et le tube rayons X distance pour viter un trop fort agrandissement de la silhouette cardiaque : on parle d'incidence postro-antrieure. l'inverse, quand on ralise une radiographie du thorax au lit du malade parce qu'il est trop fatigu, on glisse la cassette sous le malade. L'incidence est donc antropos-trieure et la silhouette cardiaque artificiellement agrandie ne peut tre correctement interprte. C'est l'exemple le plus caractristique de dformation gomtrique.

Le contraste qualifie la diffrence de densit optique entre deux rgions voisines de l'image radiologique. C'est lui qui permet sur une image radiologique de diffrencier deux structures de densits diffrentes. En radiologie classique, le contraste n'est pas trs marqu.

La dfinition caractrise la nettet de l'image. Comme en photographie, une image est nette lorsqu'on a minimis l'ensemble des sources de flou ; ce peut tre un flou gom-trique (dformation de la structure tudie), un flou cin-tique (dplacement pendant l'exposition), un flou diffus, li la prsence de rayonnement X diffus secondaire mis par l'objet radiographi.

Enfin, la rsolution spatiale caractrise la plus petite dis-tance que l'on peut observer entre deux objets. La radio-logie classique peu contraste est au contraire caractrise par une rsolution spatiale d'excellente qualit.

L'utilisation en radiologie conventionnelle du tube rayons X vise obtenir une image optimale. On peut ainsi rgler la diffrence de potentiel, tension d'acclration des lectrons mesure en kilovolts qui dtermine l'nergie et le pouvoir de pntration des rayons X. haute tension, les rayons X sont plus pntrants mais le contraste dimi-nue. basse tension, les rayons X sont moins pntrants, mais le contraste augmente. Paralllement, on peut rgler l'intensit du filament en milliampres et le temps de pose en secondes. On comprend facilement que la dose dli-vre et donc le noircissement dpendent de la quantit de photons produits par unit de temps et du temps de pose. Paralllement, on cherche diminuer le rayonnement dif-fus par l'utilisation de diaphragme, de localisateur et de

Fig. 1.1

Tube rayons X.Les lectrons issus de la cathode sont attirs vers la cible (anode). Les rayons X sont produits lors de la collision des lectrons contre l'anode. Cette dernire est anime d'un mouvement circulaire pour vacuer rapidement la chaleur cre. L'ensemble cathode/anode est inclus au sein d'une enceinte sous vide.


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grille antidiffusante. On vise amoindrir la dformation de l'image en fonction des caractristiques gomtriques de l'installation et on gre l'agrandissement de l'image.

Dtection de l'image radiantePour obtenir une reprsentation anatomique de la rgion tudie, il faut se servir de dtecteurs de rayons X. Parmi eux, il faut distinguer les dtecteurs travaillant en mode sta-tique qui permettent d'obtenir un clich radiographique, des dtecteurs qui permettent de raliser des tudes dyna-miques et une tude scopique. Il faut galement diffren-cier les technologies analogiques les plus anciennes des technologies numriques.

En technologie analogique, on se sert de la technique trs ancienne (du dbut du xxe sicle) du couple cran/film. Il s'agit effectivement d'associer un film sensible, tout fait comparable au film photographique, un cran renforateur permettant d'amliorer la sensibilit du systme. Lorsque le rayonnement X atteint les cristaux de bromure d'argent contenus dans l'mulsion du film, il se forme une image qui, une fois dveloppe comme tout autre film photogra-phique, apparat sous la forme d'une chelle de nuances lumineuses allant par niveaux de gris du blanc au noir. Les zones du film atteintes par le rayonnement X apparaissent en noir. Au contraire, les zones moins facilement traver-ses par les rayonnements X, comme les os, apparaissent en blanc. On parle ainsi de zones radiotransparentes qui apparaissent en noir, facilement traverses par les rayons X, et au contraire de zones radio-opaques qui apparaissent en blanc, lorsqu'une structure a plus nettement arrt les rayons X.

En technologie numrique, il existe plusieurs systmes de dtection des rayons X. L'amplificateur de luminance per-met des acquisitions statiques (image fige) mais aussi une procdure radiologique dynamique, par exemple la pro-gression d'un produit de contraste ingr au sein de l'so-phage et de l'estomac.

Les crans radioluminescents mmoire, encore appe-ls plaques photostimulables, reprsentent la version numrique du couple cran/film conventionnel. Comme le couple cran/film conventionnel, ils se prsentent sous la forme de cassettes contenant les informations sous une forme numrique.

Les capteurs plans sont actuellement les dtecteurs rayons X les plus aboutis. Qu'il s'agisse de capteur plan conversion directe ou de capteur plan conversion indirecte, leur objectif est de transformer directement les rayons X en signaux lectriques l'origine de l'image

numrique. l'heure actuelle, toutes les installations de radiologie rcentes sont numriques. Les capteurs plans devraient terme tre utiliss de faon systmatique et faire disparatre l'utilisation des plaques photostimulables. Le couple cran/film analogique, vieux de plus d'un sicle, va quant lui gagner les muses de la radiologie.

Ainsi en imagerie mdicale, l'instar de la technologie utilise pour les objets de grande consommation, on tend arriver, mme pour la radiologie conventionnelle, une imagerie tout numrique.

L'un des principaux avantages de cette numrisation de l'image tient ce qu'elle donne accs des techniques simples de traitement permettant de modifier et d'amliorer le rendu final. On peut, par exemple, en modifiant la largeur et le niveau de la fentre de visualisation, modifier le con traste et la luminosit d'une image. On peut encore raliser des filtrages afin d'amliorer le contraste ou la rsolution spa-tiale. Il est galement possible d'utiliser des outils simples permettant des mesures de distance ou d'angle qui peuvent tre utilises en pratique orthopdique notam-ment. Cette numrisation bouleverse aussi compltement le systme d'archivage et de diffusion des images qui se fait maintenant par l'intermdiaire de systmes d'archivage et de communication numrique (PACS, picture archiving and communication system), autorisant la conservation sous un format inalinable de l'ensemble des documents radiologiques du patient.

Formation de l'image radiographiqueL'image radiographique correspond donc la projection sur un plan deux dimensions du faisceau de rayons X aprs qu'il a travers la rgion anatomique examine trois dimensions. Ce sont donc les diffrentes zones d'attnua-tion aux rayons X qui dterminent l'image, cette attnua-tion tant en rapport avec l'paisseur et la densit des diff-rentes rgions traverses. Ainsi, l'image radiographique n'est qu'une reprsentation planaire de tout un volume, un peu comme l'ombre projete au sol d'un volume expos par le soleil. Il existe en quelque sorte une addition de l'ensemble des structures traverses par les rayons X, cette superposition intressant toutes les structures places entre le tube et le film. C'est la raison pour laquelle il n'est pas possible sur un seul clich de dterminer la situation respective de plu-sieurs structures. Par exemple, on peut visualiser sur une radiographie du thorax de face une opacit pulmonaire, mais il n'est pas possible de savoir si le nodule est dans la rgion antrieure, moyenne ou postrieure du champ pulmonaire.


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Paralllement, il est possible sur une radiographie du tho-rax de profil de voir un nodule pulmonaire, mais pas de savoir si ce nodule est situ au niveau du poumon droit ou du poumon gauche, puisque sur le clich de profil les poumons droit et gauche se projettent au mme endroit. En revanche, en comparant les rsultats de la radiographie du thorax de face et de profil, on peut savoir si le nodule est situ au niveau du champ pulmonaire droit ou gauche et s'il est situ en avant, dans la partie moyenne ou la partie postrieure du poumon intress.

L'attnuation du faisceau de rayons X dpend de l'pais-seur du tissu travers et de la densit du tissu travers. En radiographie conventionnelle, il existe dans le corps humain quatre densits fondamentales (fig.1.2) : la densit calcique qui caractrise l'appareil squelettique ; la densit hydrique qui caractrise les diffrents organes pleins : le foie, la rate, les reins, etc. Il n'existe pas suffisam-ment de diffrence de densit entre une tumeur du foie et le foie avoisinant pour que cette tumeur, mme volumineuse, soit visualise sur une radiographie simple. Cependant, les tumeurs calcifies, de densit calcique, peuvent tre obser-ves. La seule exception est celle de la mammographie. Pour cela, on comprime le sein entre le foyer de rayons X et le film. On peut alors utiliser des rayons X basse tension puisque la rgion traverser n'est pas trs paisse et l'on profite aussi de la proprit de ces rayons X basse tension qui amliore le contraste. Il est ainsi possible de reprer une lsion de la glande mammaire ; la densit graisseuse correspond l'ensemble du tissu cel-lulaire sous-cutan et la graisse qui entoure de nombreux organes. Elle est lgrement infrieure la densit hydrique ; la densit arique reprsente l'ensemble des structures qui comportent de l'air : les poumons, les sinus de la face et certaines portions du tube digestif.

Ainsi, les structures de densit calcique sont les plus denses en radiographie classique. Elles apparaissent en blanc sur le clich. Au contraire, les structures de densit arique sont les moins denses et apparaissent en noir sur le clich. Les diffrents organes de densit hydrique appa-raissent en gris et la graisse qui entoure certains d'entre eux est un peu moins dense et est reprsente dans un gris un peu plus fonc (voir fig.1.2). De plus, pour que la sparation entre deux plages de densits diffrentes soit visible sur un clich radiographique, il faut que la variation de densit se fasse de faon abrupte (avec prsence d'un bord). Ainsi, pour visualiser le bord entre deux structures, il faut que l'paisseur ou la densit varient de faon brutale. C'est la raison pour laquelle sur un clich de thorax chez la femme, l'opacit des seins est visible sous la forme d'un surcrot d'opacit (l'image est plus blanche ce niveau).

En effet, les rayons X traversent une paisseur tissulaire plus importante travers les seins. Mais si l'on peroit le surcrot d'opacit, on ne peut voir la limite suprieure des seins dont le raccordement se fait en pente douce avec la paroi thoracique. Au contraire, la partie infrieure du sein au niveau du sillon sous-mammaire, il existe une varia-tion brutale d'paisseur entre le sein et la paroi thoracique sous-jacente, et on visualise le bord infrieur des seins (voir fig.1.2). Paralllement, aprs une mammectomie unilat-rale, il existe une diffrence de densit entre les deux cts, avec une clart du ct du sein opr, puisque les rayons X traversent moins d'paisseur.

C'est cette condition de variation brutale de la densit ou de l'paisseur ncessaire la formation d'un bord en radio-graphie classique qui explique le trs classique signe de la silhouette permettant parfois de localiser une opacit anor-male. S'il existe une opacit situe dans le lobe moyen au contact de la silhouette cardiaque (structures de mme den-sit hydrique), il n'existe pas de variation brutale de la densit ou de l'paisseur entre l'opacit et la silhouette cardiaque.

Fig. 1.2

Radiographie du thorax de face.Sur cette radiographie sont reprsentes les quatre densits fondamentales. La densit calcique caractrise l'appareil squelettique au niveau des ctes, des scapulas, des vertbres et des humrus. La densit hydrique caractrise les diffrents parenchymes, parexemple l'appareil musculaire, la silhouette cardiaque et leparenchyme hpatique. La densit graisseuse, un peu infrieure la densit hydrique, est visualise ici au niveau du tissu cellulaire sous-cutan, par exemple au niveau de la paroi thoracique et des rgions sus-claviculaires. La densit arique est retrouve au niveau des champs pulmonaires.Sur ce clich, on observe un surcrot d'opacit en projection des glandes mammaires, mais on ne peut distinguer la limite suprieure des seins. l'inverse, au niveau de la partie infrieure des seins, au niveau du sillon sous-mammaire, on visualise trs correctement les bords infrieurs des seins droit et gauche.


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Ainsi, on ne peut voir la limite de l'opacit qui vient effacer le bord du cur. Les opacits se confondent sans tre spa-res par un bord, telle l'ombre unique projete au sol d'un cavalier et de son cheval exposs au soleil.

Au contraire, si cette opacit est situe au niveau du lobe infrieur droit qui n'est pas au contact du cur, elle est cer-ne d'air et on visualise donc la limite interne de l'opacit qui n'efface pas le bord du cur. Ce signe de la silhouette per-met donc parfois de localiser une opacit. Ainsi, une pneu-mopathie qui se traduit par une condensation pulmonaire du lobe moyen droit efface le bord du cur, alors qu'une pneumopathie du lobe infrieur droit n'efface pas le bord du cur. On peut donc, sans raliser de clich de profil, en appliquant cette rgle simple, localiser une pneumopathie dveloppe aux dpens de la partie infrieure du poumon droit. Ainsi, en radiologie classique, on dcrit les images anormales sous la forme de surcrot d'opacit ; on parle aussi d'opacit en cas d'image anormalement dense par rapport l'environnement. On prcise la densit de l'opacit en ques-tion (par exemple opacit de densit hydrique), ses dimen-sions, ses limites et l'ventuel effacement d'une structure de voisinage. On dcrirait, par exemple pour une pneumopa-thie du lobe moyen droit, une opacit triangulaire, de den-sit hydrique, mal limite, effaant le bord droit du cur.

l'inverse, pour une image anormalement radiotranspa-rente, trop claire, on parle d'hyperclart. C'est par exemple sous la forme d'une hyperclart que se traduit un pneumothorax.

Indications et limitesLa radiographie classique reste largement utilise et garde toute sa place, notamment dans les domaines des patho-logies respiratoire, musculosquelettique et snologique (mammographie). Le clich radiographique du thorax reste l'examen de premire intention, notamment pour l'explo-ration d'une dyspne.

Cependant, le clich d'abdomen sans prparation, mme s'il n'a pas compltement disparu, a perdu la quasi-totalit de ses indications.

La radiographie classique reste galement largement utilise en matire de pathologie osto-articulaire, de patholo-gie traumatique bien entendu, mais galement de pathologie articulaire. En revanche, les classiques radiographies du crne de face et de profil ont compltement disparu dans l'valua-tion de la pathologie traumatique craniocrbrale. Il n'existe plus aucune indication raliser cet examen en cas de trau-matisme. Le scanner permet d'analyser la fois le contenant, mais surtout le contenu.

En snologie, la mammographie reste un examen incontournable.

En radiologie classique, les examens raliss avec injec-tion ou ingestion d'un produit de contraste ont galement trs largement diminu.

Les examens comprenant une opacification digestive, par ingestion d'un produit de contraste : transit sogastro-duodnal, transit du grle, ou par lavement opaque pour tudier le cadre colique, ont presque compltement dis-paru pour tre remplacs par les examens d'endoscopie. C'est la raison pour laquelle la riche smiologie tablie et dcrite pour les examens d'opacification digestive n'est quasiment plus utilise.

On rappelle pour mmoire qu'on utilisait le terme d'image d'addition lorsqu'il existait un surcrot anormal de remplissage par le produit de contraste d'une structure en dehors d'une lumire digestive. L'exemple type en est un diverticule rempli de faon anormale par le produit de contraste. l'inverse, on parlait d'image de soustraction en cas de dfaut de remplissage d'une cavit remplie par le produit de contraste, l'exemple le plus caractristique tant un polype se traduisant sous la forme d'image de soustrac-tion au sein de la lumire colique.

L'urographie intraveineuse qui consistait analyser les reins, les cavits pylocalicielles et l'appareil excrteur par l'injection intraveineuse d'un produit de contraste limin par le systme rnal a galement presque compltement disparu. Elle a t remplace par l'chographie, parfois com-plte par un scanner ou une IRM.

Les artriographies et les phlbographies ralises aprs injection d'un produit de contraste hydrosoluble au sein des artres ou des veines ont disparu. Elles ont t rempla-ces par l'chographie, la tomodensitomtrie ou l'IRM. Elles sont encore ralises, mais dans un but thrapeutique, et constituent le premier temps de certains actes de radiolo-gie interventionnelle vasculaire.

La mylographie qui consistait opacifier le liquide cr-brospinal pour visualiser moelle et racines a t remplace par le scanner et l'IRM.

Finalement, il ne reste de l'hystrographie qui consiste analyser le contenu utrin aprs injection d'un produit de contraste par le col que l'analyse de la permabilit tubaire dans les bilans d'infertilit.

Avec l'apparition des diffrents types d'imagerie en coupe, on a vu ces trente dernires annes disparatre de nombreux examens de radiologie classique. Mme s'il existe, lorsque le problme parat d'emble complexe, la possibilit de raliser immdiatement un scanner ou une IRM, il n'en est pas moins vrai que, de par leur simpli-cit, la radiographie thoracique, la mammographie et la radiographie du systme squelettique restent encore trs largement utilises.


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En pratiqueAvant toute prescription d'un examen radiologique mme simple, il est indispensable de bien dterminer ce que l'on attend de ce dernier. Il n'est pas utile de dcrire prcis-ment les incidences dsires, et il est beaucoup plus utile de dcrire prcisment les questions poses. En fonction de ces donnes, c'est le radiologue qui choisira les meil-leures incidences adaptes la rsolution de la question clinique pose. La principale prcaution prendre est de vrifier, s'il s'agit d'une femme, qu'elle n'est pas enceinte. Cette prcaution doit tre exerce conjointement par le prescripteur et le radiologue. Si la patiente peut tre en dbut de grossesse, il faut toujours se demander si l'on ne peut diffrer l'examen.

retenir

Les rayons X ont t dcouverts en 1895 par Wilhelm Conrad Rntgen. Le tube, muni d'une cathode et d'une anode, permet la formation de rayons X. L'mission de rayons X est caractrise par la tension et l'intensit du rayon. La majorit des systmes de dtection des rayons X sont numriques. Il existe quatre densits fondamentales : calcique, hydrique, graisseuse et arique.

Tomodensitomtrie

Formation de l'image tomodensitomtriqueLa radiologie conventionnelle donne de la rgion explo-re une projection plane bidimensionnelle reprsentant la superposition de l'ensemble des structures traverses par le faisceau de rayons X. Cette superposition de l'ensemble de la projection des structures entrane videmment une perte d'informations trs importante.

Bien avant la mise au point de la tomodensitomtrie (TDM), une technique tomographique avait t propo-se. Elle impliquait un dplacement concomitant du tube de rayons X et du film radiographique pour n'extraire les renseignements radiographiques que d'une couche prdtermine, en liminant les autres couches par flou

cintique. Cette technique permettait certes d'tudier une paisseur de coupe moins paisse, mais restait trs limite par un contraste de mauvaise qualit.

La tomodensitomtrie ralise une vritable image en coupe, en utilisant un tube rayons X et un ensemble de dtecteurs qui tournent autour du sujet examiner pour obtenir de multiples profils d'attnuation obtenus des angles de rotation diffrents. Un trs puissant systme informatique permet de reconstruire les valeurs d'attnua-tion, voxel par voxel, pour obtenir une image en coupe trs fine et contraste.

Physiquement, le tomodensitomtre est donc consti-tu d'un ou de plusieurs tubes rayons X, de dtecteurs multiples souvent organiss en plusieurs couronnes et d'un lit d'examen qui se dplace de faon continue pen-dant la rotation du tube. l'origine, le premier scanner, dvelopp au dbut des annes 1970, couplait un tube rayons X un dtecteur unique et l'exploration com-portait une translation puis une rotation (encadr 1.2). On a rapidement augment le nombre de dtecteurs, puis on est pass un systme de rotation unique. Les coupes taient alors acquises de faon itrative avec dplacements successifs du lit d'examen aprs chaque coupe. C'est au dbut des annes 1990 qu'est apparue la technique de rotation continue qui permettait une amlioration considrable du temps d'acquisition, le systme tubes-dtecteurs tournant de faon continue, pendant le dplacement du lit. La dernire innovation a t de multiplier le nombre de dtecteurs en rali-sant des scanners multibarrettes, chaque barrette com-portant l'ensemble des dtecteurs, et donc d'acqurir simultanment autant de coupes que de barrettes. l'heure actuelle, il existe des appareils contenant jusqu' 320 barrettes, c'est--dire permettant d'obtenir 320 coupes en une seule rotation. La majorit des scanners actuels contient de 16 128 barrettes et permet l'exploration du corps entier en quelques secondes d'acquisition. Ces appareils permettent une acquisition volumique qui ouvre la voie aux techniques de dtection automati-se par ordinateur (encadr 1.3) et de post-traitement (encadr 1.4).

Plus rcemment encore sont arrivs des scanners mode binergie permettant l'acquisition de deux images, deux tensions diffrentes. partir de ces images natives, on peut reconstruire une image virtuelle correspondant une tension quelconque du tube rayons X, ouvrant la voie des caractrisations tissulaires plus aises. Il est alors possible, l'aide d'ordinateurs trs puissants, de calculer la densit lmentaire (on devrait parler de coefficient d'attnuation) de chaque pixel de la matrice.


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ENCADR 1.2 De Yellow Submarine au scanner multibarrettes Le dveloppement de la tomodensitomtrie et son intro-duction en imagerie mdicale sont largement dus Godfrey Newbold Hounsfield qui tait ingnieur de la section recherche et dveloppement de la socit EMI (Electric and Musical Industries) Londres. Cette socit est lgendaire pour la production des uvres musicales des Beatles. C'est pour cette raison que l'histoire se souviendra que les budgets allous au secteur recherche et dveloppement de l'entreprise, ayant permis la dcouverte du scanner, sont en partie dus l'immense succs des chansons des Beatles. En fait, il faut faire remonter l'histoire 1917 et aux travaux du mathmaticien autrichien Johann Radon qui dveloppa une mthode mathmatique (la thorie de Radon) tablis-sant la possibilit de reconstituer un objet tridimensionnel partir d'un nombre infini de ses projections bidimension-nelles. cette poque, ses travaux mathmatiques taient purement thoriques et n'avaient pas de consquence technologique. Ce n'est que dans les annes 1960 que les quations de Radon furent dveloppes, notamment pour rsoudre des problmes d'astronomie. En 1963, le physicien A.M. Cormack propose une tho-rie de reconstruction par ordinateur d'un objet partir

d'une srie de projection angulaire. Paralllement, en 1968, l'anglais G.N. Hounsfield travaille sur la reconnaissance de formes gomtriques par ordinateur. Divisant un volume en petits cubes, il montre qu'on peut reconstruire une image de l'objet global. Ds lors, il lance un premier pro-totype d'application humaine d'un scanner qui, par un double mouvement de rotation et de translation, permet d'obtenir des images. La premire fut obtenue en octobre 1971 sur le prototype des scanners translation-rotation, l'EMI Mark 1. Les rsultats prliminaires de l'tude d'une soixantaine de patients furent prsents au congrs annuel de radiologie de Londres. L'enthousiasme li la prsentation fut consid-rable. De multiples commandes de scanners sont passes la firme EMI. Ces travaux indpendants mais complmentaires de Cormack et Hounsfield ayant permis le dveloppement des scanners mdicaux ont t rcompenss par le prix Nobel de mdecine en 1979. L'initial scanner translation-rotation, uniquement destin l'tude du crne, allait vite donner naissance des scanners permettant l'tude du corps entier, la multiplication des dtecteurs, l'acquisition par une rotation exclusive, puis aux scanners rotation continue et aux scanners multibarrettes.

ENCADR 1.3 Dtection automatise par ordinateur La dtection automatise par ordinateur, dsigne souvent sous l'acronyme CAD ( computed assisted detection ) , est une technique d'assistance l'interprtation radiologique par l'utilisation d'un logiciel qui analyse automatiquement les images. Cette technique informatique d'assistance l'interprtation radiologique a notamment t utilise pour la dtection de nodules pulmonaires, la dtection de polypes en coloscopie virtuelle ou de lsions en dpistage mammographique. Les objectifs de cette dtection automatise par ordina-teur sont multiples. Il s'agit bien sr de chercher amlio-rer les performances des observateurs en augmentant la sensibilit de dtection des anomalies recherches, mais l'objectif peut tre galement de rduire les variations inte-robservateurs, notamment lorsqu'il existe des lecteurs peu entrans (lecteurs juniors). Pour les lecteurs juniors, ces dispositifs de dtection automatise par ordinateur repr-sentent de plus un outil pdagogique.

Ces logiciels peuvent tre particulirement intressants pour les tches fastidieuses, comme la comparaison de nodules pulmonaires multiples sur plusieurs scanners successifs ou la seconde lecture de mammographies de dpistage. Ils peuvent tre galement utiliss pour analyser la crois-sance ou la rponse tumorale sous traitement en permettant un calcul automatique de la croissance lsionnelle sans tre affect par les risques de variabilit inter- ou intra-observateurs. Plus complexe est l'laboration de ce que l'on appelle les rseaux neuronaux qui consistent se servir de l'outil infor-matique pour proposer une caractrisation tumorale. Ces rseaux neuronaux ont particulirement t tudis pour l'valuation de la nature de nodules pulmonaires. Le rseau neuronal est dans un premier temps mis au point et entran en lui permettant d'analyser des nodules pulmonaires dont on connat la nature, puis il sert d'outil d'aide au diagnostic. L encore, il semble bien que ces outils d'aide au diagnostic soient particulirement utiles pour les lecteurs juniors.


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ENCADR 1.4 Post-traitement La possibilit en tomodensitomtrie moderne d'obtenir des coupes trs fines revient acqurir des voxels isotropiques, c'est--dire ayant la mme dimension dans les trois plans de l'espace ( fig.1.3a ). Dans ces conditions, la porte est ouverte de nombreuses techniques de reconstruction qui permettent de s'affranchir de la visualisation dans le plan transversal. De multiples techniques de post-traitement peuvent tre uti-lises : l reconstructions multiplanaires . La technique MPR ( mul-tiplanar reconstruction ) consiste extraire des coupes du volume dans n'importe quel plan de l'espace ( fig. 1.3b ). On peut obtenir ainsi facilement des coupes dans le plan frontal, dans le plan sagittal mais galement dans des plans virtuels : on parle de MPR curviligne, adaptes l'anatomie, anatomie vasculaire ou certaines pices osseuses telle la mandibule ( dental scanner ) ; l projection d'intensit maximale ( maximal intensity projec-tion , MIP ). Cette technique consiste projeter sur un mme plan, selon une direction donne, les voxels du volume qui possdent les intensits les plus leves. C'est une technique

particulirement utile pour tudier les vaisseaux. Elle permet de crer des images qui sont tout fait proches de celles qu'on obtenait antrieurement en radiologie vasculaire ; l projection d'intensit minimale ( minimal intensity projec-tion , MinIP ). l'inverse du MIP, le MinIP ne prend en compte que les voxels ayant les intensits les plus faibles. Il devient donc possible de reconstruire des structures ariques, notam-ment l'arbre trachal et bronchique ; l technique de rendu de volume ( volume rendering technique , VRT). La technique de rendu de volume permet d'obtenir des images 3D extrmement fidles dans des fentrages varis. Par exemple, il est possible de reconstruire avec une excellente fidlit anatomique les pices osseuses ( fig.1.3c ) ; l endoscopie virtuelle . Il s'agit ici de dvelopper une tech-nique de navigation qui peut tre applique au sein de struc-tures contenant de l'air, comme le clon et les bronches. Elle peut se dvelopper galement au sein de structures vascu-laires. Par exemple, pour l'analyse du clon, on peut en colo-scopie virtuelle obtenir des analyses trs proches de celles obtenues en coloscopie conventionnelle.

a

b

c

Fig. 1.3

Fracture du col de l'humrus. (a) Avec les tomodensitomtres modernes, l'acquisition se fait en coupes fines afin de permettre des reconstructions. (b) La reconstruction multiplanaire MPR ( multiplanar reconstruction ) permet d'obtenir des coupes dans les trois plans de l'espace. Dans cecas, on peut analyser la bascule de la tte de l'humrus par rapport la diaphyse. (c) La reconstruction en rendu de volume ( volume rendering technique ) permet d'obtenir une vue globale de l'humrus, de la scapula et de l'articulation glnohumrale.


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En fonction de sa densit, chaque pixel est reprsent sur l'image par une certaine valeur dans l'chelle des gris. L'chelle de Hounsfield classe les tissus en tenant compte de leur coefficient d'attnuation (densit) dont la limite infrieure est de 1 000 UH (units Hounsfield), ce qui correspond l'air, et la limite suprieure 1 000UH ou plus, ce qui correspond la corticale osseuse. Ainsi, les structures peu denses, comme le parenchyme pulmonaire, se situent dans la partie ngative de l'chelle

(400 800 UH), et la plupart des parenchymes (foie, rate, cerveau) ont des valeurs qui varient entre 20 et 100UH. Les tissus graisseux ont une densit ngative de l'ordre de 50 100 UH. Les structures denses (os et cal-cification) ont des densits leves, de plusieurs centaines plusieurs milliers d'units Hounsfield. Ainsi, l'chelle de Hounsfield peut tre compose de plusieurs milliers d'units correspondant plusieurs milliers de niveaux de gris diffrents (fig.1.4a). Malheureusement, l'il humain

+1000

+100

0

100

1000 Aira

Graisse

Eau (kyste)

Tissu

Os

b

c dFig. 1.4

(a) chelle de Hounsfield. L'chelle de Hounsfield classe les tissus en tenant compte de leur coefficient d'attnuation dont la limite infrieure de 1 000 UH correspond l'air, et la limite suprieure qui dpasse 1 000 UH correspond la corticale osseuse. L'eau a un coefficient d'attnuation nul. La plupart des parenchymes ont des valeurs qui varient entre 20 et 100 units. Les tissus graisseux ont une densit ngative de 50 100UH.(b) Fentre dite tissulaire. Le niveau de la fentre est adapt au niveau moyen des parenchymes solides. Sa largeur est troite afin de pouvoir mettre en vidence de petites diffrences de densit. Par exemple, on visualise bien les vaisseaux du mdiastin au sein de la graisse mdiastinale et on repre facilement le centre graisseux d'un ganglion mdiastinal normal.(c) Fentre pulmonaire. Cette fentre a un niveau bas, qui se situe dans la portion ngative de l'chelle de Hounsfield, et une largeur tendue. Avec cette fentre pulmonaire, on peut distinguer, au sein des champs pulmonaires, les vaisseaux pulmonaires et de l'air contenu dans les alvoles. Cette distinction n'tait pas possible sur la fentre tissulaire.(d) En fentre osseuse, on utilise un niveau lev et une fentre large. Cette fentre est mieux adapte pour diffrencier l'os spongieux de l'os compact. On repre ici des lsions osseuses dgnratives banales.


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n'est capable de distinguer qu'une vingtaine de niveaux de gris. Autrement dit, si l'chelle de gris tait rpartie sur l'ensemble de l'chelle de Hounsfield, les tissus mous et notamment les lsions dveloppes au sein d'organes pleins ne seraient pas discerns par l'il par manque de contraste. C'est la raison pour laquelle en scanner on n'attribue l'chelle de gris qu' une portion spcifique de l'chelle de Hounsfield afin de pouvoir tudier les tissus souhaits. Ce processus d'analyse des images est appel fentrage. Le fentrage permet d'attribuer l'ensemble de la gamme des niveaux de gris la rgion d'intrt. Une fentre d'examen est dtermine par son niveau, qui dfi-nit le centre de la fentre, et par sa largeur, qui dtermine l'ensemble des structures de densits diffrentes que l'on peut tudier. On le voit sur la coupe sous forme de lettres figurant au bas de l'image : C pour centre et L pour largeur (ou C pour center et W pour width). On dis-tingue trois grandes varits de fentrage : les fentres tissulaires sont relativement spcifiques des tissus des organes pleins (fig.1.4b). Leur niveau est adapt au niveau moyen des parenchymes solides, proche de 0, et leur largeur est restreinte : on parle de fentre troite ou serre, afin de pouvoir mettre en vidence au sein d'un parenchyme plein de petites diffrences de densit. En revanche, tout ce qui est en dessous de la limite inf-rieure de la fentre apparat en noir et tout ce qui est au-dessus de la limite suprieure de la fentre apparat en blanc ; les fentres pulmonaires ont un niveau bas qui se situe dans la portion ngative de l'chelle de Hounsfield pour s'adapter l'tude des structures parenchymateuses pul-monaires, et une largeur tendue pour pouvoir tudier les bronches jusqu'aux alvoles (fig. 1.4c). Avec cette fentre pulmonaire, en revanche, il n'est pas possible de mettre en vidence de petites variations de densit au sein d'un parenchyme plein ; les fentres osseuses ont un niveau relativement lev, adapt l'analyse du tissu osseux, et une largeur trs ten-due permettant d'englober l'ensemble du systme, os spon-gieux et os compact (fig.1.4d). L encore, avec ces fentres larges, il n'est pas possible d'tudier de petites diffrences de densit au sein d'un parenchyme plein.

Ainsi, quand on ralise un examen tomodensitom-trique du thorax, on peut tre amen l'analyser avec les trois fentres diffrentes. La premire permet d'tudier finement les dtails du mdiastin, qui sont de densit tis-sulaire. La deuxime, la fentre pulmonaire, permet d'ana-lyser le parenchyme pulmonaire. Et la troisime, la fentre osseuse, permet de chercher une lsion osseuse associe.

Critres de qualit des images tomodensitomtriquesLa qualit d'une image tomodensitomtrique peut s'expri-mer en termes de rsolution spatiale, de rsolution en den-sit et de rsolution temporelle.

C'est la rsolution spatiale qui permet de visualiser des structures de trs petite taille et de discriminer des objets trs proches. Elle dpend principalement de la taille du pixel et de l'paisseur de coupe. Plus le pixel est petit et plus l'paisseur de coupe est fine, plus la rsolution spatiale qualit d'acquisition constante est de bonne qualit.

La rsolution en contraste permet de diffrencier deux tissus de densits diffrentes. La rsolution en contraste peut tre augmente par le volume du voxel, mais alors on diminue la rsolution spatiale, ou par l'augmentation de la dose dlivre par voxel, mais on reste limit par l'irradiation et la dose dlivre au patient.

La rsolution temporelle est particulirement impor-tante pour les organes en mouvement et directement corrle la vitesse d'acquisition des images. l'heure actuelle, la vitesse d'acquisition permet de faire dispa-ratre les artfacts de mouvement, sauf au niveau du cur qui ncessite, si l'on veut l'tudier trs finement, une synchronisation de l'acquisition aux battements du cur.

D'une manire gnrale, la tomodensitomtrie est carac-trise par une rsolution spatiale d'excellente qualit mais par une rsolution en contraste relativement pauvre en dehors du parenchyme pulmonaire. C'est la raison pour laquelle on se sert dans de nombreuses indications de l'injection d'un produit de contraste hydrosoluble qui per-met la visualisation des vaisseaux et l'analyse de la prise de contraste des diffrents parenchymes. Il est possible de ra-liser des acquisitions au temps artriel ou au temps tardif aprs injection.

Ds lors, la smiologie tomodensitomtrique s'enrichit: outre la description des modifications de l'anatomie nor-male et de la densit spontane de la lsion par rapport au parenchyme de voisinage et son homognit ou son htrognit, on peut galement dcrire sa prise de contraste au temps artriel, veineux ou au temps tardif.

C'est pourquoi en smiologie tomodensitomtrique on dcrit la forme, les dimensions de l'image anormale, son homognit ou son htrognit, et sa densit spontane que l'on peut mesurer et exprimer en units Hounsfield. On parle ainsi d'image hyperdense pour les images plus denses que l'environnement (c'est quelque peu un abus de langage,


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on devrait parler d'image hyperattnuante) ou d'image hypodense (on devrait utiliser le terme hypo-attnuante), et on dcrit galement l'existence d'un rehaussement au temps prcoce ou au temps tardif aprs injection.

En matire de tomodensitomtrie, la dosimtrie est un sujet de trs haut intrt. De nombreuses publications ont voqu clairement le risque des examens tomodensitom-triques en termes d'irradiation et de possible exposition un risque carcinogne. Ainsi, l'ensemble des constructeurs ont mis au point des dispositifs de rduction de l'exposition. Trs simplement, on peut utiliser des protocoles d'exploration tension rduite (basse dose) pour les enfants et les per-sonnes de faible corpulence. Il est aussi possible de moduler l'exposition sur l'axe z et au sein de chaque coupe, mais il est surtout logique de limiter les acquisitions et la ralisation des scanners en gnral, ce qui est indispensable. L'ensemble de ces pratiques respecte le consensus ALARA (as low as reasonably achievable), autrement dit aussi bas qu'il est raisonnablement possible. C'est galement la raison pour laquelle il est obligatoire de suivre la traabilit des zones dlivres lors des examens. La dose dlivre au patient, gn-ralement exprime sous la forme du produit dose/longueur (PDL), doit tre indique la fin de chaque compte rendu.

Mais plus gnralement, comme il est facile de nos jours d'obtenir un rendez-vous d'examen tomodensitomtrique, il faut absolument rflchir la relle utilit de cet examen et toujours se demander s'il ne peut pas tre remplac par un examen non irradiant, une chographie ou une IRM, ce qui est bien souvent le cas.

De ce qui a t crit plus haut, il faut retenir que le scanner est caractris par une rsolution spatiale de trs bonne qua-lit, mais par un contraste spontan de mdiocre qualit et par un caractre naturellement irradiant. Le dveloppement d'appareils chographiques haut de gamme et la gnrali-sation d'installation de systmes d'IRM qui permettent des examens de plus en plus rapides font penser que, dans les annes venir, de nombreuses indications tomodensitom-triques seront remplaces par l'IRM. Il est cependant vraisem-blable que l'examen tomodensitomtrique reste une image-rie radiologique utile. La rapidit des acquisitions la ddie par exemple naturellement aux examens raliss en urgence.

En pratiqueAvant toute prescription d'un examen tomodensitomtrique, il est indispensable de bien dterminer ce que l'on attend de l'examen et s'il est bien justifi. Il n'est pas ncessaire de prciser la technique requise (coupes fines, reconstructions, injection de produit de contraste, etc.). Il est beaucoup plus

utile de dcrire prcisment ce que l'on attend de l'examen. En fonction de ces donnes, c'est le radiologue qui choisira le protocole adapt la rsolution de la question clinique pose. Il existe plusieurs prcautions prendre avant la ra-lisation d'un examen tomodensitomtrique. Il faut vrifier que la patiente n'est pas enceinte et que le sujet ne prsente pas de facteurs de risque l'exposant une possible nphro-toxicit des produits de contraste : insuffisance rnale pr-existante, diabte, mylome, prise d'un mdicament nph-rotoxique et, plus gnralement, grand ge. Si c'est le cas, il faut vrifier que le taux de cratinine srique est normal. Il faut enfin s'assurer que le patient n'a pas prsent une raction d'hypersensibilit grave lors de l'injection ant-rieure d'un produit de contraste iod. L'ensemble de ces prcautions doit tre exerc conjointement par le prescrip-teur et le radiologue. Enfin, il faut expliquer au patient que le classique jene strict de 12 heures avant l'injection d'un produit de contraste n'est pas utile et qu'au contraire, il doit s'hydrater et prendre ses mdicaments habituels.

retenir

Les appareils actuels sont des appareils multi-barrettes en rotation continue. Les images tomodensitomtriques sont analy-ses avec diffrentes fentres. Les images tomodensitomtriques sont caractri-ses par une rsolution spatiale d'excellente qualit et une rsolution en contraste moins bonne. La tomodensitomtrie est une technique irra-diante. Il faut donc tre attentif l'exposition des patients.

chographie et Doppler

Formation de l'image chographiqueL'chographie et l'effet Doppler sont des techniques d'ima-gerie qui exploitent le phnomne de rflexion des ondes ultrasonores. Il s'agit donc d'une technique qui ne com-porte aucun des risques des explorations faites avec les rayons X puisqu'elle n'utilise pas de radiations ioni-santes. D'o l'intrt de l'chographie, notamment chez la femme enceinte, et l'utilisation progressive du terme imagerie mdicale plutt que radiologie, puisqu' ct de techniques utilisant les rayons X (radiologie classique, tomodensitomtrie), d'autres, telles que l'chographie ou l'IRM, ne font pas appel aux radiations ionisantes.


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Les ultrasons sont des ondes acoustiques l'origine de vibrations mcaniques qui provoquent des variations de pression dans les milieux traverss. Le principe est donc la propagation d'une nergie mcanique dans le milieu explor. Ainsi, la vitesse de la propagation au sein de ce milieu dpend de sa rigidit et de sa densit. Au fur et mesure de leur traverse de l'organisme, ces ultrasons vont pntrer diffrents milieux qui rflchissent l'onde ultraso-nore ds qu'un obstacle est rencontr. C'est cette rflexion des ondes ultrasonores sur les diffrentes interfaces qui va tre l'origine du signal. Ainsi, chaque sparation entre deux milieux de proprits acoustiques diffrentes, une par-tie de l'nergie continue progresser dans le sens d'mission du faisceau, et le reste est rflchi par l'interface et dtect par la sonde qui est la fois mettrice et rceptrice.

Une onde ultrasonore est caractrise par sa frquence, c'est--dire le nombre de fois o l'mission priodique se repro-duit par unit de temps. Elle correspond donc au nombre de variations de pression par seconde et s'exprime en hertz. En imagerie mdicale, on utilise des sondes de 2 20 mgahertz.

Les ondes ultrasonores frquence faible ont pour carac-tristique de pntrer largement pour une exploration en profondeur. Au contraire, les ondes ultrasonores frquence leve ont une pntration faible en profondeur. La rflexion de l'onde ultrasonore se produit sur l'interface acoustique, c'est--dire sur une frontire entre deux milieux d'impdance acoustique (d'lasticit) diffrente. C'est cette rflexion de l'onde ultrasonore chaque interface qui est la base de la formation de l'image. Cependant, il ne faut pas qu'elle soit trop importante : par exemple, au contact de l'air, il existe une rflexion de 99 % qui ne permet pas aux ultrasons de pn-trer et d'obtenir une image. C'est la raison pour laquelle on se sert, pour viter l'interposition d'air entre la sonde cho-graphique et le corps tudi, d'un gel chographique (corres-pondant de l'eau glifie) qui, interpos entre la sonde et le corps, empche une rflexion trop importante au niveau de la peau. La sonde chographique, ou transducteur, met les ultrasons en exploitant le phnomne de pizolectricit. On se sert effectivement de cramique pizolectrique qui met une onde ultrasonore trs brve lorsqu'elle est soumise une impulsion lectrique. Cette sonde mettrice est galement rceptrice puisqu'elle est capable d'enregistrer les chos rfl-chis par le corps tudi, qui seront leur tour transforms en une impulsion lectrique l'origine du signal. Le retour des chos la surface de la sonde se traduit par une vibration de la cramique qui gnre un signal lectrique dont l'intensit est proportionnelle celle de l'cho. C'est ce signal lectrique recueilli qui participe la formation de l'image chographique.

En rsum, la sonde chographique transforme les impul-sions lectriques en vibrations mcaniques qui sont trans-

mises dans le milieu explor et rflchies. C'est la rflexion des chos qui, rceptionns la surface de la sonde, pro-voque une vibration de la cramique l'origine du signal lectrique et de l'image chographique.

La rflexion au niveau d'une interface est d'autant plus leve que la diffrence d'impdance (diffrence d'lasti-cit) entre les deux milieux est importante.

Ainsi, pour obtenir une exploration chographique de qualit, il faut d'abord dterminer la frquence de la sonde, frquence faible (3 5 MHz), pntration suffisante pour une exploration en profondeur, ou frquence leve (7 12 MHz), exploration uniquement superficielle, mais avec une excellente rsolution spatiale. Il faut galement rgler l'amplification globale des chos qui induit un gain de signal et l'amplification en profondeur. Effectivement, l'attnuation des chos varie avec la profondeur du tissu explor. Plus les chos proviennent de structures profondes, moins leur intensit est leve. C'est la raison pour laquelle il faut adap-ter le niveau d'amplification chaque profondeur, c'est ce qui est fait par le rglage de la courbe de gain en profondeur. Il faut finalement viter les interfaces caractrises par une diffrence d'impdance trop importante (utilisation du gel chographique pour viter la prsence de bulles d'air entre la sonde et la peau, impossibilit d'tudier des structures direc-tement situes derrire une composante osseuse) (fig.1.5).

l'heure actuelle, l'chographie est ralise en mode temps rel, c'est--dire que la sonde ralise un balayage automatique et cyclique de la zone explorer qui est dfinie par le plan d'ex-ploration dpendant de la position de la sonde par rapport la rgion explore. Ces sondes lectroniques qui permettent

Fig. 1.5

Coupe chographique.Cette coupe est sagittale, l'avant est en haut de l'image et l'arrire est en bas de l'image. On visualise en arrire une structure longitudinale anchogne (noire sur l'image) qui correspond la veine cave infrieure. Le parenchyme hpatique est homogne. Son chognicit est rgulire. On visualise au sein du parenchyme une veine hpatique en coupe longitudinale et des vaisseaux portes coups transversalement.


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un balayage automatique en temps rel peuvent avoir des configurations diffrentes barrettes, planes, courbes , ou une configuration annulaire qui autorise des coupes partir de l'introduction de la sonde dans une des cavits du patient. Ainsi, il est possible de raliser des chographies par voie endo-vaginale, transrectale, transsophagienne, voire intravascu-laire, en introduisant de toutes petites sondes l'intrieur des vaisseaux. Plus rcemment s'est dveloppe l'chographie tri-dimensionnelle permettant l'acquisition de tout un volume. On parle mme aujourd'hui d'acquisition quadridimension-nelle (4D), puisqu'il est possible d'obtenir l'acquisition d'un volume en temps rel.

L'chographie peut tre associe l'effet Doppler qui est dfini par la variation des frquences rflchies quand la cible rencontre par le faisceau ultrasonore se dplace. Ainsi, la diffrence entre la frquence d'mission et la frquence de rception dfinit la frquence Doppler qui, dans le cadre d'un flux sanguin, se situe dans un spectre audible. Cette frquence Doppler est donc directement dpendante de la vitesse du flux sanguin. Cet effet Doppler peut tre exploit en mode puls, par l'mission rgulire d'impulsions ultra-sonores qui sont ensuite rceptionnes et analyses sous la forme d'un spectre de vitesse. Il est galement possible d'analyser le signal Doppler en transformant les variations temporelles de vitesse en fluctuations colorimtriques. On parle de Doppler couleur ; par convention, en mode Doppler couleur, les flux qui se rapprochent de la sonde sont cods en rouge et ceux qui s'en loignent en bleu. On peut ainsi superposer cette analyse colorimtrique l'image chogra-phique du mme plan. L'analyse Doppler couleur permet de reprer rapidement les vaisseaux circulants (fig.1.6).

Enfin, il est aussi possible de sensibiliser l'image cho-graphique par l'injection de produits de contraste cho-graphiques qui sont assimilables de microbulles qui vont donc modifier l'impdance acoustique des milieux vascula-riss et leur chognicit.

Smiologie chographiqueLes structures contenu liquidien, comme la vsicule biliaire, la vessie, un kyste situ dans le foie ou dans le rein, n'attnuent pas le faisceau ultrasonore. Dans ces condi-tions, elles sont reprsentes sous la forme d'une struc-ture dite anchogne et apparaissent en noir sur l'cran. De plus, lorsqu'on analyse un kyste au sein d'un organe plein, les ultrasons qui ont travers ce kyste n'ont pas t attnus et sont donc plus intenses que les ultrasons ayant travers, la mme profondeur, un parenchyme homogne. On parle donc, pour qualifier le faisceau plus intense en arrire du kyste, de renforcement postrieur (voir fig.1.5).

Les diffrents parenchymes foie, rate, rein, pancras, utrus ont l'tat normal une chostructure homo-gne, c'est--dire que leur image est forme d'une rpar-tition rgulire des chos harmonieusement rpartis (voir fig.1.5).

En fonction des caractristiques, une lsion peut attnuer les ultrasons d'une manire diffrente que le parenchyme sain. Si l'attnuation est importante, on parle de lsion chogne qui apparat en blanc sur l'image. Si l'attnuation est peu importante, on parle de lsion hypo-chogne qui apparat plus noire sur l'image. Enfin, certaines structures trs denses vont compltement renvoyer les ultrasons, par exemple un calcul au sein de la vsicule peut se manifester par une ligne trs hyperchogne, toute blanche, renvoyant l'ensemble des chos. On aura, en arrire de cette ligne trs chogne, une absence d'chos : on parle de cne d'ombre postrieur.

Place de l'chographieL'examen chographique a une place importante en ima-gerie mdicale. Il prsente de nombreux avantages. Les chographes sont des appareils de relativement petite taille qui peuvent tre dplacs, et tous les cabinets de radiologie en disposent. Il s'agit donc d'un examen aisment ralisable. Il existe de plus des appareils miniaturiss qui permettent d'effectuer l'chographie au lit du malade.

Fig. 1.6

Examen cho-Doppler du foie.Au sein de la fentre de visualisation, les vaisseaux circulant apparaissent en couleur. De plus, on peut positionner un curseur au sein de l'artre hpatique en avant du tronc porte. Le spectre recueilli au niveau du curseur montre un spectre artriel typique avec un pic de vitesse systolique et une vitesse diastolique plus basse.


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Compte tenu du faible cot de l'appareil, l'examen cho-graphique est relativement peu onreux. De plus, n'utilisant que des sondes ultrasonores et pas de radiations ionisantes, il s'agit d'une technique parfaitement non invasive qui peut, par exemple, tre utilise chez la femme enceinte. C'est dire que l'chographie est trs largement utilise, notamment pour l'exploration des parenchymes pleins de l'abdomen et du pelvis, du cur et des muscles et des tendons.

La limite principale propre l'chographie est ce qu'on appelle le caractre oprateur-dpendant. En effet, si on peut relire distance une radiographie du thorax, un scanner ou une IRM, il est trs difficile de relire une chographie. Les images fournies sont gnralement peu nombreuses et sur-tout elles dpendent totalement de la faon dont l'examen a t pratiqu par l'oprateur. Ainsi, s'il n'a pas repr une lsion au sein d'un parenchyme, il est vident qu'il n'en a pas ralis une image et qu'il sera dfinitivement impossible de la reprer a posteriori. En outre, il s'agit d'un examen relativement long, ncessitant un temps mdecin incompressible. Enfin, l'exa-men peut tre gn par la morphologie du patient examin, notamment en cas d'importante surcharge pondrale.

D'un point de vue socio-conomique, mme si l'che-lon individuel l'chographie est un examen relativement peu onreux, force d'tre un examen largement pres-crit et pratiqu parfois directement par le prescripteur, la mthode reprsente une dpense globale importante.

Quoi qu'il en soit, il est incontestable que, dans le cadre d'indications codifies et ralise par un oprateur entran, l'chographie sera amene rendre encore de multiples services, notamment dans le domaine des pathologies car-diaque, abdominale et musculotendineuse.

En pratiqueAvant toute prescription d'chographie, il est indispensable de bien dterminer ce que l'on attend de l'examen et s'il est rellement justifi. Par exemple, il n'est qu'exception-nellement contributif dans le cadre de vagues douleurs abdominales sans autre signe d'orientation.

L'chographie abdominale est gnralement ralise chez un malade jeun. l'inverse, l'chographie pelvienne est ralise vessie pleine. Il faut donc que le patient boive un litre d'eau dans l'heure prcdant l'examen.

retenir

Le signal chographique correspond la rcep-tion d'ondes acoustiques mises par une sonde. Il s'agit d'une technique non irradiante puisqu'employant des ultrasons.

L'effet Doppler permet d'analyser les diffrents flux sanguins. L'chographie est un examen de premire inten-tion largement utilis notamment pour l'explora-tion des parenchymes pleins de l'abdomen et du pelvis, du cur et des muscles et des tendons. La principale limite de l'chographie rside dans son caractre oprateur-dpendant.

Imagerie par rsonance magntique

L'imagerie par rsonance magntique (IRM) utilise les proprits magntiques des protons d'hydrogne. En effet, les protons d'hydrogne, constituant le plus important du corps humain, se comportent comme de petits aimants quand ils sont soumis un champ magntique externe. Les caractristiques principales de l'IRM sont sa capacit tridimensionnelle, son caractre non invasif et son contraste tissulaire spontan de trs bonne qualit.

Puisque le plan de coupe est dtermin par l'arrange-ment de gradients de champ magntique, on peut obtenir des coupes dans les trois plans de l'espace. Il est mme pos-sible d'obtenir l'acquisition de volumes entiers.

L'IRM n'utilise pas les rayons X, aussi ne connat-on pas d'effet secondaire cet examen, la condition de respecter ses contre-indications.

Les contre-indications de l'IRM concernent les patients porteurs : de stimulateur cardiaque (pacemaker), de neurostimu-lateur (traitement des douleurs), d'implants cochlaires et, de manire gnrale, de tout matriel mdical lectronique implant de manire inamovible ; de clips vasculaires ferromagntiques intracrniens (ce sont gnralement des clips anciens, les modernes n'tant pas ferromagntiques) ; de corps trangers mtalliques intra-oculaires (on interrogera attentivement les travailleurs des mtaux la recherche d'un antcdent de pntration et une radiogra-phie centre sur les orbites pourra tre ralise en cas de doute) ; de certaines valves cardiaques mtalliques trs anciennes, aujourd'hui quasiment disparues.

Le contraste spontan de bonne qualit inhrent l'IRM permet frquemment de se passer de l'injection de produit de contraste et de reprer facilement les vaisseaux et les cavits cardiaques.


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Formation du signalNous dcrirons dans cette partie les tapes ncessaires la formation du signal en IRM en prenant d'abord pour exemple la squence la plus classique, en cho de spin, pour driver secondairement sur des squences plus rcentes.

Squences d'cho de spin

La premire tape ncessaire la formation du signal en IRM est la cration d'une aimantation macroscopique rsultante de la rgion anatomique examiner. Cette tape est ralise en plaant le sujet examin au sein d'un aimant puissant qui est la source d'un champ magntique principal permanent appel 0B

. Au sein de ce champ magntique principal 0B

,les protons de l'organisme s'orientent de faon parallle ou antiparallle et crent un moment magntique rsultant M

de l'objet examin orient selon l'axe de 0B

.La deuxime tape ncessaire la formation du signal en

IRM consiste stimuler le moment magntique rsultant M

en le basculant dans le plan transversal l'aide d'une onde de radiofrquence. Pour basculer le moment magntique rsul-tant M

, on se sert d'ondes qui sont situes dans le domaine de la radiofrquence (de l'ordre de la dizaine de MHz).

La troisime tape consiste mesurer le retour l'qui-libre des protons. l'arrt de l'onde de radiofrquence,

l'aimantation rsultante M revient vers sa position d'qui-libre le long de l'axe z de

0B . Ce retour l'quilibre, ou relaxation, s'accompagne de l'mission d'une onde lec-tromagntique. C'est ce signal de retour l'quilibre qui constitue le signal IRM. Le retour l'quilibre du moment rsultant M peut tre dfini par deux paramtres : la relaxation longitudinale ou relaxation T1 (elle dpend du temps que mettent les protons se raligner selon z) ; la relaxation transversale ou relaxation T2 (elle dpend du temps que mettent les protons se dphaser).

Ce sont ces paramtres T1 et T2 qui constituent avec la densit de protons les facteurs qui conditionnent le contraste spontan observ entre les diffrents tissus.

Pour obtenir un signal, on se sert de diffrentes squences, c'est--dire d'arrangements d'impulsions successives. La sq uence la plus classique est une squence en cho de spin qui consiste appliquer une impulsion /2 (90) afin de basculer le moment magntique rsultant M

dans le plan transversal perpendiculaire l'axe z, puis une impulsion (180) qui a pour objectif de rephaser les protons et de permettre le recueil du signal. En modifiant les paramtres de la squence, on peut obtenir des images privilgiant le contraste T2 on parle d'images pondres en T2 ou des images privilgiant le contraste T1 on parle d'images pondres en T1 (fig.1.7 et 1.8). Pour raliser l'image finale,

Fig. 1.7

IRM crbrale.(a) Squence pondre en T1, coupe transversale. Le liquide cphalorachidien au T1 trs long a un signal bas (hyposignal) et apparat en noir. La substance grise au T1 long a un signal intermdiaire et apparat en gris fonc. La substance blanche au T1 court a un signal plus lev et est plus blanche.(b) Sur la squence pondre en T2, sur cette coupe sagittale, c'est la substance blanche qui est l'origine du signal le moins lev (hyposignal). La substance grise a un signal suprieur. Le liquide cphalorachidien est l'origine d'un signal trs lev (hypersignal) du fait du T2 trs long du liquide cphalorachidien ; il apparat en blanc.


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il faut encore localiser l'origine du signal mis. Le prin-cipe de l'imagerie consiste diviser l'objet analyser en volumes lmentaires appels voxels. Ces voxels sont caractriss par un champ magntique propre, obtenu en modifiant l'intensit du champ magntique princi-pal par l'adjonction de gradient de champ magntique. Cette tape ralise, l'ensemble des informations nces-saires est prsent puisque chaque voxel est l'origine d'un signal spcifique. On se sert d'un ordinateur trs puissant afin d'affecter chaque pixel le signal lmentaire qui lui revient.

Autres squences

Pour rduire le temps d'acquisition, on peut se servir d'ar-rangements d'impulsions successives brves en utilisant la technique d'cho de gradient.

Une autre possibilit, la technique d'cho de spin rapide, consiste lire simultanment plusieurs lignes de la matrice, au lieu de lire ligne par ligne l'ensemble de la matrice. l'extrme, on peut raliser la lecture de l'ensemble des lignes de la matrice en une seule fois : ce sont les squences d'cho planar qui sont acquises quasi instantanment.

D'autres squences ont t dveloppes pour faciliter l'analyse de systmes particuliers. Ds son origine, l'IRM semble bien adapte l'tude des vaisseaux et des cavits cardiaques. De multiples squences ont t dveloppes pour favoriser la visualisation des vaisseaux circulants. Les squences dites en temps de vol ou time of flight

des Anglo-Saxons exploitent le dplacement des protons dans les vaisseaux en ralisant des squences favorisant le signal des structures circulantes. On peut galement injecter un produit de contraste paramagntique (fig.1.9). Il est galement possible de s'intresser aux mouvements des protons qui interviennent pendant l'acquisition de la squence. Ces mouvements des protons sont marqus par un mode de dplacement appel phase . Il est donc possible de raliser des squences dont l'objectif est d'extraire ces paramtres de phase et d'obtenir une repr-sentation qui n'intresse plus que les vaisseaux circulants. Plus rcemment ont t dcrites, et sont maintenant cou-ramment utilises, des squences assez proches de celles en contraste de phase, cette fois dveloppes pour favo-riser l'analyse des mouvements microscopiques et ala-toires des molcules d'eau dans un tissu. Ces squences dites de diffusion montrent un hypersignal dans les rgions diffusion molculaire rduite. Ces squences, comme souvent pour l'ensemble des applications de l'IRM, ont t initialement utilises en pathologie enc-phalique pour mettre en vidence les ischmies cr-brales aigus. En effet, dans les heures, voire les minutes, qui suivent un accident vasculaire crbral, il s'installe au niveau de la rgion infarcie un dme cytotoxique qui ralentit considrablement les mouvements alatoires des molcules d'eau. La rgion infarcie est donc l'origine d'un hypersignal trs net sur ces squences de diffusion qui permettent une dtection extrmement prcoce des acci-dents vasculaires, bien avant que cela puisse tre dtect avec des squences d'IRM classiques ou avec l'examen

Fig. 1.8

Imagerie par rsonance magntique centre sur le foie.(a) Sur la squence pondre en T1, c'est le parenchyme hpatique qui a le signal le plus lev du fait de son T1 court. Il a un signal plus intense que celui du parenchyme splnique ou rnal dont les T1 sont beaucoup plus longs.(b) Sur la squence pondre en T2, ce sont les parenchymes splnique et rnal aux T2 longs qui ont un signal plus lev (en blanc) par rapport au parenchyme hpatique au T2 court (en noir). Le liquide cphalorachidien au sein du sac dural a un signal trs lev (T2 trs lev du liquide cphalorachidien).


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tomodensitomtrique. Ces squences de diffusion consti-tuent la pierre angulaire des techniques d'imagerie utili-ses dans les stroke centers (units ralisant la prise en charge en urgence des accidents vasculaires crbraux).

D'autres squences ont t dveloppes pour annuler le signal des tissus graisseux ou pour au contraire permettre l'analyse de la composante graisseuse intra- ou extracellulaire d'un tissu. Plus rcemment, des squences trs pondres en T2 ont t dveloppes afin d'effacer le signal de l'ensemble des structures de l'organisme en dehors de celles contenant des liquides stationnaires ou circulant trs lentement. Il est donc possible d'obtenir des reprsentations anatomiques d'excellente qualit de l'arbre biliaire, des conduits pancra-tiques, des voies urinaires, du liquide cphalorachidien, voire des canaux lymphatiques ( encadr 1.5 ).

Enfin, mme si l'imagerie par rsonance magntique est caractrise par un contraste spontan de trs bonne qua-lit, on peut galement se servir de produit de contraste. Le mcanisme d'action de ces produits de contraste est de perturber l'aimantation des protons d'hydrogne environ-nante afin de modifier les relaxations spontanes T1 ou T2.

La plupart des produits de contraste utiliss sont para-magntiques, de la famille des chlates de gadolinium. Il existe d'autres produits de contraste spcifiques l'analyse du parenchyme hpatique, des tissus ganglionnaires et du tube digestif. Il est galement possible de se servir de l'ima-gerie par rsonance magntique pour rejoindre les applica-tions premires du phnomne de rsonance magntique nuclaire, c'est--dire ses applications de spectroscopie par rsonance magntique .

Fig. 1.9

Angiographie par rsonance magntique. Les squences en temps de vol , ou time of flight des Anglo-Saxons, exploitent le dplacement des protons dans les vaisseaux en ralisant des squences favorisant le signal des structures circulantes. On peut galement raliser une angiographie par rsonance magntique en injectant un produit de contraste base de chlate de gadolinium. Les troncs supra-aortiques sont bien visualiss. Les artres sous-clavires droite et gauche, les artres carotides primitives droite et gauche, les artres carotides externe et interne et les artres vertbrales peuvent tre analyses.

ENCADR 1.5 IRM fonctionnelle Ces dernires annes, les dveloppements des techniques d'imagerie par rsonance magntique ont notamment port sur la mise au point de squences rapides, puis ultra-rapides, permettant une acquisition du signal en moins d'une seconde. Paralllement, les capacits de traitement des donnes par l'outil informatique se sont considrable-ment amliores. Il est donc devenu possible d'tudier en IRM certains aspects du mtabolisme, et c'est ce propos que l'on parle d'IRM fonctionnelle (IRMf). Les premires applications de l'IRMf ont t ralises en imagerie crbrale. En effet, lors d'une activit physique, voire d'une activit mentale, il existe une correspondance gographique de certaines aires crbrales. L'activation neuronale de ces aires crbrales se traduit par une aug-mentation du dbit sanguin local pour les aires concernes. Il est alors possible en IRM d'obtenir une reprsentation du dbit sanguin crbral avec une excellente rsolution spatiale, de l'ordre de 1 mm, et une excellente rsolu-tion temporelle, de l'ordre du dixime de seconde. Une des techniques les plus classiques est celle fonde sur l'aimantation de l'hmoglobine contenue dans le sang. L'hmoglobine se trouve effectivement sous deux formes : l les globules rouges oxygns contiennent de l'oxyhmo-globine qui n'est pas une molcule utilisable en IRM ; l les globules rouges dsoxygns contiennent de la dsoxyhmoglobine qui peut tre utilise en IRM. Ainsi, en analysant la perturbation du signal de rsonance magntique mis par cette molcule de dsoxyhmoglo-bine, il est possible d'analyser l'afflux de sang oxygn qui remplace le sang dsoxygn et, ainsi, les zones et les aires crbrales actives. L'IRMf devient donc un outil d'exploration des fonctions cognitives suprieures (langage, mmoire, raisonnement), dans un cadre physiologique (calcul mental, apprentissage de la lecture) ou dans le cadre de certaines maladies neu-rologiques, notamment les maladies neurodgnratives. Plus rcemment, c'est l'IRMf qui a pu montrer de vritables anomalies du dbit sanguin crbral dans l'autisme, la dpression ou la schizophrnie.


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En spectroscopie hydrogne, l'objectif peut tre de dtecter d'autres molcules en trs faible quantit dans le corps humain, composes de noyaux d'hydrogne (lactate, choline, aspartate, etc.). On peut alors raliser une vritable tude spectrale de ces composants en trs petite quantit. Les modifications de ces diffrents mtabolites pourraient permettre d'approcher le degr de prolifration cellulaire, le degr de souffrance cellulaire, etc. Il est galement possible, en spectroscopie par rsonance magntique, d'exploiter les proprits d'autres noyaux : spectroscopie phosphore, spectroscopie carbone 13, etc.

Formation de l'imageEn imagerie par rsonance magntique, l'intensit du signal dpend de trois paramtres principaux : la densit de pro-tons, le temps de relaxation longitudinale T1 et le temps de relaxation transversale T2. Elle dpend galement d'autres paramtres, tels que les paramtres de dplacement des protons et d'ventuelles caractristiques d'injection de pro-duit de contraste. Dans les tissus solides, il n'existe que peu de diffrences d'un tissu l'autre pour la densit de pro-tons. C'est dire que le contraste spontan de bonne qualit propre l'IRM exploite principalement les diffrences qui existent entre les relaxations T1 et T2 des diffrents tissus.

Sur une squence pondre en T1, un tissu T1 court a un signal plus lev qu'un tissu T1 long. l'tage crbral, on classe donc sur l'chelle de gris, du plus noir au plus blanc, le liquide cphalorachidien (T1 trs long), la subs-tance grise (T1 long), puis la substance blanche (T1 court) (voir fig. 1.7a). l'tage sus-msocolique, on classe sur l'chelle de gris, du plus noir au plus blanc, la bile (T1 trs long), la rate (T1 long), puis le foie (T1 court) (voir fig.1.8a). Au contraire, les tissus T2 long ont un signal plus lev que les tissus T2 courts. Ainsi, l'tage crbral, on classe sur l'chelle de gris, du plus noir au plus blanc, la substance blanche (T2 court), la substance grise (T2 long), puis le liquide cphalorachidien (T2 trs long) (voir fig. 1.7b). l'tage sus-msocolique, on classe sur l'chelle de gris, du plus noir au plus blanc, le foie (T2 court), la rate (T2 long), puis la bile (T2 trs long) (voir fig.1.8b).

Ainsi, l'tage crbral, pour savoir si une squence est pondre en T1 ou en T2, il faut analyser les signaux de la substance grise et de la substance blanche. Si la substance grise est grise et la substance blanche est blanche, c'est une squence pondre en T1 ; si c'est l'inverse, c'est une squence pondre en T2.

l'tage sus-msocolique, il suffit d'analyser le signal du liquide cphalorachidien. S'il est noir, il s'agit d'une squence pondre en T1, s'il est blanc, il s'agit d'une squence pon-dre en T2.

D'une manire gnrale, la plupart des processus patho-logiques ont pour caractristique d'allonger les paramtres de relaxation T1 et T2. Une tumeur a donc gnralement un T1 et un T2 plus longs que le tissu d'origine. Dans ces conditions, la tumeur est gnralement hypo-intense par rapport au tissu d'origine sur les squences pondres en T1 et hyperintense par rapport au tissu d'origine sur les squences pondres en T2.

L'injection de produit de contraste modifie bien sr ces donnes. Les produits de contraste paramagntiques, de type chlate de gadolinium, ont une pharmacocintique rela-tivement comparable celle des produits de contraste iods. Ainsi, l'injection de gadolinium rehausse, sur une squence pondre en T1, le signal du tissu sur lequel il se fixe.

En smiologie IRM, on dcrit les dimensions et la forme d'une image anormale, si son signal est plus lev que la structure de voisinage sur la squence en question (par exemple hyperintense ou en hypersignal sur la squence pondre en T2) ou si elle est hypo-intense ou en hyposi-gnal par rapport l'environnement, et on dcrit les carac-tristiques de rehaussement aux temps prcoce et tardif.

Indications actuelles de l'IRML'imagerie par rsonance magntique peu

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