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Optimisation de la dose et la qualité de l'image en mammographie

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Academic year: 2021

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(1)

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REPUBLIQUE ALGERIENNE DEMOCRATIQUE ET POPULAIRE MINISTERE DEL 'ENSEIGNEMENT SUPERIEUR ET DE LA

RECHERCHE SCIENTIFIQUE UNIVERSITE DE JIJEL

FACULTE DES SCIENCES EXACTES ET D'INFORMATIQUE DEPARTEMENT DE PHYSIQUE

Mémoire présenté pour obtenir le diplôme de Master en physique

Option : physique médicale Par:

BENY ABIA Naima MEHALLAG Wahiba

Thème

Optimisation de la dose et la qualité de l'image en mammographie

Soutenue le : 26/06 /2018 Devant le Jury:

Président Dalil Boumala Encadreur Asma Benaidja

Examinateur Mohamed Ali KHarbouch

M.A.A Université de Jijel M.A.A Université de Jijel Radiologue à l'EPH

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REPUBLIQUE ALGERIENNE DEMOCRATIQUE ET POPULAIRE MINISTERE DEL 'ENSEIGNEMENT SUPERIEUR ET DE LA

RECHERCHE SCIENTIFIQUE UNIVERSITE DE JIJEL

FACULTE DES SCIENCES EXACTES ET D'INFORMATIQUE DEPARTEMENT DE PHYSIQUE

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Master en physique Option : physique médicale

Par: \\

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BENYAHIA Naima MEHALLAG Wahiba

Thème

Optimisation de la dose et la qualité de l'image en mammographie

Soutenue le : 26/06 /2018

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Devant le Jury :

Président Dalil Boumala Encadreur Asma Benaidja

Examinateur Mohamed Ali KHarbouch

M.A.A Université de Jijel Radiologue à l'EPH

(3)

Remerciements

En préambule à ce mémoire

Avant tousnous remercions ALLAH qui nous a aidé et nous a donné la patience et le courage durant ces longues années d 'études.

Nous aimerions adresser nos vifs remerciements particulièrement à Madame Benaidja Asma, notre encadreuse pour sa disponibilité, ses

précieux conseils, ses suggestions, ses orientations et son soutien continu tout au long de notre travail.

Nous remercions également les membres dujury d 'avoir accepté d'évaluer notre travail.

Nous tenons à exprimer toute notre gratitude en vers les personnes de CNCE d'avoir accepté de nous aider au stage pratique notamment

Madame Hanan.

Ainsi que le personnel de service d'imagerie médicale de EPH de Jijel en particulier les manipulateurs Hala, Om assaad, et hannen pour

leurs gentillesses et leur patience.

Enfin, nous souhaitons adresser nos remerciements les plus sincères aux personnes qui nous ont apporté leur aide et qui ont contribué à la

réalisation de ce travail.

(4)

Dédicace

Je dédie ce travail

A mes très chers parents Abdelkrim & Rabiha

Pour leur sacrifices et leurs encouragements, et qui grâce à eux j 'ai pu continuer mes études. Merci pour votre compréhension et votre

soutien permanent, merci d 'avoir toujours été là.

A mes très chers frères & sœurs

Merci de m'avoir encouragé et soutenu pour réaliser ce mémoire.

A mon amie Warda pour son encouragement.

A mon binôme wahiba à qui je souhaite plein de bonheur et de réussite.

A ma famille, mes amis

A tous mes collègues de la promotion de physique médical 2018.

Naima

(5)

Dédicaces

Je dédie ce modeste travail à mes parentes,

Mehallag Esaïd et Chrifa

Pour tous leurs sacrifices, Leur amour, leur tendresse, leur soutien et leurs prières tout au long de mon étude

A mes cher frère Fares, Ali, Mohammed, Saadi, Kama/, Djamal et Boualam

A mes chères sœurs Najat, sabra, Linda, Hasna, Samira

A tout ma famille pour leur soutient tout au long de mon parcours Universitaire,

Merci de m'avoir encouragé et soutenu pour réaliser ce mémoire.

Merci à mon amie et mon binôme: Naima

Merci à mes collègues de ma promotion et mes chers amis.

Wahiba

(6)

Tables des matières

Introduction générale... 1

Chapitre 1 : L'imagerie médicale 1.1 Introduction... 3

1.2 L'imagerie médicale par les rayons X... 3

I.2.1 La nature des rayons X... ... 3

I.2.2 Le tube à rayon X ... ... ... ... 4

I.2.3 L'interaction rayonnement-matière... ... 4

I.2.4 La loi d'atténuation de rayonnement X . . . .. . . ... 7

I.2.5 L'application de l'imagerie par les rayons X... ... 8

I.2.5 .1 La radiologie standard... 8

I.2.5.2 Le scanner... 9

I.2.6 Les effets biologiques des rayons X... 11

1.3 L'imagerie médicale par les ultra-sons... 12

I.3 .1 La physique des ondes ultrasonores.. . . .. 12

I.3.2 La production des ultrasons... 13

I.3.3 L'interaction des ultrasonores avec la matière... 13

I.3.4 L'imagerie par les ultra-sons... 14

I.3.5 L'effet biologique des ultrasons... . . ... 15

1.4 L'imagerie médicale par résonance magnétique (IRM)... 16

I.4.1 Le principe physique de l 'IRM... .. 16

I.4.2 Les effets biologiques d'IRM . . . .... 18 1 5 . L ,. 1magene . n uc ea1re ... . I' .

I.5.1 1.5.2 I.5.2.1 I.5.2.2 I.5.3

La nature des radionucléides ... . La production des radionucléides ... . La production des radio-isotopes par le réacteur ... . La production des radionucléides par le cyclotron ... . L ,. imagene nue ea1re ... .. . l ' .

19 19 19

20

21 21

(7)

I.5 .3 .1 La tomographie par émission mono-photonique . . . .. .. . . . 21 I.5.3.2 La tomographie par émission de positron... 22 1.6 Conclusion . . . 24

Chapitre II : La mammographie

11.1 Introduction... 25 11.2 Chronologie historique... 25 11.3 La production des rayons X... 27

II.3 .1 Le tube à rayon X ... . II.3.2 L'émission de freinage ... . II 3 3 L', . . . . einiss1on caractenstique ... . , . . II.3.4 Le spectre d'émission des rayons X ... .

27 28 28 30 11.4 La définition de la mammographie... 32 11.5 L'utilisation de mammographie . . ... .. . .. ... . ... . .. ... .. ... ... 33 11.6 L'installation radiologique de la mammographie... 33

11.7 11.8 11.9

II.6.1 L'appareil et leur principe ... . 11.6.2 Les types d'installation mamographique ... .

II.6.2.1 Le système analogique ... . II.6.2.2 Le système numérique ... . Le déroulement d'examen ... . L . e risque 1e aux ra 1a ons ... . 1·, d. ti Conclusion ... .

Chapitre III : La dosimétrie

33

34

34 35 36 39 39

111.1 Introduction . . . .. 40 ID.2 Les Grandeurs dosimétriques... 40

III.2.1 L'exposition... 40

(8)

111.2.2 Le kerma... ... 40

111.2.3 La dose absorbée. . . 41

111.2.4 La comparaison kerma dose absorbée... 41

ill.3 Les grandeurs dosimétriques de protection radiologique... 41

111.3.1 La dose équivalente... .... 41

111.3.2 La dose efficace... ... ... 42

ill.4 Les grandeurs dosimétriques spécifiques de la mammographie . . . 43

111.4.1 La dose glandulaire moyenne(DGM)... .. 43

m.S La radioprotection... 46

IV.1 IV.2 III .5.1 Le Principe de la radioprotection... 46

111.5.2 Les catégories des personnes exposées et limite des doses... 47

111.5.3 La protection contre l'exposition externe dans le milieu hospitalier... 47

111.5.3.1 La distance... 48

111.5.3.2 La durée . . . .. 48

111.5.3.3 Le champ d'irradiation... .. ... 48

111.5.3.4 Les dosimètres... 48

111.6 Conclusion... 50

Chapitre IV : Résultats et discussion Introduction ... . La description du milieu de stage et la salle mammographique .. . IV.2.1 Le Milieu du stage ... . IV.2.2 La description de la salle mammographique ... . 52 53 52 54 IV.2.3 Les paramètres d'acquisition accessibles sur le mammographe.. 55

IV.3 L'evaluation de la qualité d'image en mammographie... 57

IV.4 Les Résultants et discussions... 58

IV.4.1 La variation de la DGM en fonction de la tension (KV) ... 58

(9)

IV.4.2 La variation de la DGM en fonction de la charge (mAs)... ... 62 IV.5 Conclusion ... . 66 Conclusion générale... 67

(10)

xnt?af qBJ sap 1a

ウ。NQョセケ@

sap a1s1ri

(11)

Liste des figures Figure (11): Spectre de rayonnement électromagnétique Figure (12): Effet photoélectrique

Figure(l3): Diffusion Compton Figure (14) : Création de paire Figure (1.5): Diffusion Rayleigh

Figure (1. 6) : Principe de la radiologie conventionnelle

Figure (/. 7) : Deux exemples de radiographie conventionnelle : radiologie du thorax et mammographie d'un sein présentant une tumeur.

Figu7'e (1.8): Le principe du scanner X

Figure(l 9) : Image du cerveau par scanner à rayon x Figure(l 10) : Les effets biologiques

Figure(l 11) : Le spectre fréquentielle des ondes sonores Figure (112) : Transmission, réflexion et absorption d'une onde Figure(ll 3): L'appareil d'échographie

Figure(114): Image d'une échographie

Figure(l15): L'état des atomes avant et après l'exposition au champ magnétique 80

Figure (116) : Basculement du vecteur de l'aimantation après l'application de 81 Figure(l 17) : La relaxation

Figure(l.18) : Le réacteur nucléaire

Figure(l.19): Le cyclotron

Figure (1.20): Image de scintigraphie osseuse Figure(f 21) : Le TEP scanner

Figure (1.22): L'imagerie par TEP

(12)

Figure(lll): Le découvert des rayons X Figure (II. 2): 1 ère radiographie du sein Figure(/13): Système de compression

Figure(/14): Schéma simplifié d'un tube à rayon X.

Figure(/15): Emission de photon de freinage Figure(Il 6) : Emission caractéristique

Figure(!! 7): Spectre à la sortie d'une anode en molybdène pour deux tentions différentes (28 et 30kV). La première raie caractéristique correspond à une transition entre la couche L et K et la deuxième entre la couche M et K.

Figure(/18): Coefficients d'atténuation linéiques du molybdène et du Rhodium présentés en fonction de l'énergie

Figure(/19): L'appareille de mammographie

Figure(Il 10) : Représentation schématique d'un mammographe

Figure (Il 11) : Le principe de mammographie et leur image radiologique Figure(!! 13) : Mammographie numérique

Figure(!! 14) : La position de patiente à l'examen de la mammographie Figure(Il17): La préparation d'examen de mammographie

Figure (1118): Principe d'échographie mammaire et leur image radiologique Figure (1119): L'IRM mammaire et leur image radiologique

Figure (1111): Quelque matériel pour la protection Figure (II12): Filme-badge

Figure (1113): Dosimètre thermo luminescent Figure (JI14): Le stylo-dosimètre.

Figure (Ill 5) : Dosimètre électronique

(13)

Figure (IV. l) : Milieu de stage

Figure (IV.2): Les composantes du mammographe utilisé

Figure (IV.3): Image détermine la distance entre l'appareil et le paravent Figure (IV.4): L'entrée des données- patient

Figure (IV.5): Les paramètres accessibles sur la console du mammographe Figure (IV. 6) : La variation de la DGM en fonction de KV

Figure (IV. 7) : La variation de la DGM en fonction de KV Figure (IV.8) : La variation de la DGM en fonction de KV Figure (IV. 9) : La variation de la DGM en fonction de KV Figure (IV.JO): La variation de la DGM en fonction de KV Figure (IV.11) : La variation de la DGM en fonction de KV Figure (IV.12) : La variation de la DGM en fonction de la charge Figure (IV.13) : La variation de la DGM en fonction de la charge Figure (IV.14) : La variation de la DGM en fonction de la charge Figure (IV.15) : La variation de la DGM en fonction de la charge Figure(IV.16) : La variation de la DGM en fonction de la charge Figure (IV.17) : La variation de la DGM en fonction de la charge

(14)

Liste des Tableaux

Tableau (li): Les radionucléides les plus utiliser en TEP leurs périodes physiques

Tabl'eau(Ill): Energie de liaison [kev] du différent matériau pour les couches Électroniques K, L, M

Tableau(Il2) : Energie des rayons caractéristique [kev] pour différents matériaux et diffétentes transition. Les transitions a sont des transitions entre les couches L et K et fJ des transitions entre les coches M, N, ou 0 et la couche K. Soules les transitions les plus probables sont indiquées dans le tableau.

Tableau (/Ill): Valeur du facteur de pondération radiologique WR.

Tableau (Ill2): Valeur du facteur de pondération tissulaire WT Tableau (//l3) : Valeurs typiques de la CDA

Tableau (Ill4): Facteur g

Tableau (Ill5): Valeurs typiques de la constante Cet du coefficient n pour différents couples anode/filtre

Tableau (Ill 6) : Facteur s

Tableau (Ill 7): Facteurs de conversion fconv en fonction de la couche de demi-atténuation (CDA) et de l'épaisseur du sein compressé.

Tableau (Ill8): Valeurs limite de la dose glandulaire moyenne Tableau (I/l9): Les limites annuelles d'exposition

Tableau (JV.J): Les valeurs des paramètres en mammographie

(15)

Introduction générale

Introduction générale

Le développement rapide des technologies d'imagerie médicale est entrain de révolutionner la médecine. L'imagerie médicale permet aux scientifiques et aux médecins d'avoir des informations vitales en examinant le corps humain. L'imagerie médicale joue un rôle de plus en plus important dans le diagnostic et le traitement de la maladie. Le traitement d'images médicales doit être rapide et il doit aussi déceler le plus tôt possible une anomalie surtout dans le cas des cancers.

En imagerie médicale, chaque modalité présente un aspect différent de l'anatomie étudié.

En radiologie par exemple, les rayons X mettent en évidence les matières les plus denses telles que les os. L' imagerie par résonance magnétique permet la visualisation des différents tissus anatomique. En médecine nucléaire, la tomographie par émission de positons (TEP) est une méthode qui permet de mesurer l'activité métabolique d'un organe grâce aux émissions produites par les positions issues de la désintégration d'un produit radioactif injecté au préalable.

En 8 novembre 1895 le physicien allemand Wilhelm Konrad Rontgen a découvert les rayons X, qui réalise la première image médicale sur la main de sa femme en 22 décembre, cet action ouvre une couveuse technologie dans la médecine, il permet d'avoir l'intérieure du corps sans opération.

Le développement d'imagerie par les rayons X, donne plusieurs technologie tels que la mammographie, c'est un examen radiologique consacré à la détection des pathologies du sein.

Cet examen s'effectue avec un appareil dédié uniquement à cet usage: le mammographe. Cet appareillage utilise les rayons X pour produire des images de hautes résolutions du sein. Les différences d'absorption des rayons X par le tissu mammaire permettent de former une image qui révèle l'architecture du sein.

L'utilité de cet examen se trouve surtout dans la détection de la désorganisation de l'architecture du sein, de masses ou de foyers de micro calcifications qui peuvent révéler la présence d'un cancer.

L'inconvénient majeur pour les imageries qui utilisent les rayonnements ionisants sont les risques lies à ces rayonnements. En effet les RI, en interagissant avec la matière lui cède de

(16)

Introduction générale

l'énergie. Ce dépôt d'énergie peut conduire à des dommages aux tissus. Des grandeurs dosimétriques ont ainsi été introduites par CIPR (commission international pour la protection radiologique) pour estimer ces risques.

Le but de ce travail est l'optimisation de la dose et la qualité de l'image en mammographie en jouant sur les paramètres d'acquisition, cela en gardant le rapport bénéfice /risque important.

Dans le premier chapitre, porte sur l'imagerie médicale, ses techniques et modalités ainsi que leurs principes physiques.

Dans le deuxième chapitre, la technique de la mammographie a été présentée comme une application de l'imagerie par les rayons X, et leur principe de fonctionnement.

Dans le troisième chapitre, les grandeurs de la dosimétrie, les grandeurs dosimétriques spécifiques à la technique de mammographie sont présentées avec un bref rappel sur la radioprotection.

Enfin, présente les résultats et leurs discussions, et termine ce modeste mémoire par une conclusion générale.

(17)
(18)

1.1 Introduction

Ii existe a l'heure actuelle uncertain nombre de techniques d'imagerie du corps humain comlamment employees comme outils diagnostiques dans le domaine medical. Chacune

、G・ャ セ ・ウ@

est sensible a un type de contraste particulier, et trouve ses applications pour des

orgabes di:fferents. Plusieurs techniques peuvent egalement apporter des informations complementaires sur un meme organe.

Ilepuis la toute premiere radiographie, en 1895, l'imagerie medicale a fait des progres saisi$sants. Revolutionnant la medecine, elle permet aujourd'hui de visualiser les os, les tissus

et

ャ・ セ@

organes de fa<;on toujours plus precise et moins invasive. Le but de l'imagerie medicale

est 、セ@ diagnostiquer et depister les anomalies, evidemment, mais aussi, et de plus en plus, soigqer.

1.2 L'imagerie medicale par Jes rayons X 1.2.1 La nature des rayons X

Les r•yons X, sont des rayonnements electromagnetiques, ils se deplacent en ligne droite, dans lje vide ou la matiere avec une vitesse constante, ce sont des rayonnements de longueur

、Gッョ、セ@ plus courte et de frequence plus grande que la lumiere10-8m セaN[[ZZZZ@ 10-11m.

ャG・ョ・イセゥ・@ de rayon x est donnee par la relation Planck-Einstein (2] :

E = hv

Ou:

h : est

セ 。@

constante de Planck : h = 6.626. 10-34]. S v: est Ila frequence donnee par la formule suivante [1] :

c : la

セ・ウウ・@

de la lumiere dans le vide.

A. : la lopgueur d' onde.

I

v = "i c

(1.1)

(1.2)

(19)

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: : : : : energie d'un

photon

10·7 10·• 10·3 1 IC 10' E (eV)

frequence

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3.tch.io8 3 icP · 3 id' :I i::F セ Nャ ヲ G@ 3.icP · - v (Hz)

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d'o de < I I I I I I I I I . . .

l ) JO 1 10' w' l: c7 i:t' w11

Figure (Ll) : Spectre de rayonnements electromagnetiques

1.2.2 Le tube a rayon X

Les $ yons X sont produits lorsqu'un faisceau d' electrons a grande vitesse rencontre une cible maten elle. Lors de !'interaction entre les electrons et la matiere, l'energie cinetique des elecntons est transformee en energie electromagnetique. Le tube a rayon X est compose d'une cathokle, responsable de !'emission des electrons, et d'une anode. Le tube est entoure d' une envelpppe protectrice (gaine) assurant le vi de, une isolation electrique, et prevenant la dispetsion des RX emis [3].

1.2.3 L'interaction rayonnement- matiere

Lorsqk un faisceau de rayon X penetre dans la matiere, on constate une diminution progr4ssive du nombre de photon, ce processus est appele attenuation du faisceau, est du essent.ellement a !'interaction des photons avec les electrons de la matiere.

11 existe quatre types d'interactions entre les rayons X et la matiere:

o \Effets photoelectrique o La diffusion Compton o Creation de paire o l a diffusion Rayleigh

Deux tf.pes d'interactions entre photon x et matiere sont envisageable en radiologie, l'effet

ーィッエッ・ャセ」エイゥアオ・@ et diffusion Compton :

4 I

(20)

lG・セヲ・エ@ photoelectrique: le photon entre en collision avec un electron des couches intemes de l '1atome. Cet effet est dominant aux faibles energies. Dans ce cas, la totalite de l' energie du photbn incident est absorbe par l' atome. L' energie du photon incident est transfere a

l' electron de la matiere est utilise pour « extraire » l' electron inteme. Si l 'energie du photon incident est plus grande que l' energie de liaison de l' electron, l 'energie cinetique du photon - electron est finalement absorbe par le milieu. L'atome se trouve sous forme ionise, le trou

ャ。ゥウウセ@ par !'electron ejecte d'une couche interieure est rempli par un electron d'une couche

plus superficielle de l' atome du noyau qui laisse echapper un photon de fluorescence, so it un electj-on Auger.

.. ,

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Figure (L2): Effet photoelectrique

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dゥヲヲオセゥッョ@

Compton: !'interaction d'un photon incident d'energie avec un electron des

」ッオ」ィセ@ exteme de l'atome (electron quasi-libre) auquel il cede une partie de son energie est

、ゥヲヲオウセ・@ avec energie hv' inferieure a hv. Bien que le photon puisse etre disperse sons

ョGゥューセイエ・@ quel angle(} avec respecte a son d'origine, !'electron de Compton est confine a

angle<k, qui est 90 degree ou moins par rapport au mouvement incident [5].

L' energie E du photon diffuse est egale a :

Ou Eb est l' energie du photon incident

E = Eo

1+a(1-cos9)

。]セ@

meC2

Avec meC2 = 0.511 Mev, et (} l'angle de diffusion [3].

I

(1.3)

(1.4)

(21)

e

・ 」 セイッョ@

..._ /

セ@

Cl ILs{! "...('

Figure (1.3) : Diffusion Compton

cイ・ セ エゥッョ@ de paires : cet effet est absent en radiologie classique .car il se produit pour des

photJ ns x tres energetique(E > l,022Mev) passant a proximite d'un noyau et la tension du tube ne depasse pas les lSOKv. Les photons incitent se materialise alors se forme d' un electrPn et d'un positon chacun de meme masse m0 et de meme energie cinetique Ea la fin de soln parcours, le positon se combine a un electron en reaction d'annihilation qui donne naiss*1ce a deux photons de SllKev emis dans des directions opposees [4].

Atomic +

nucleus ,:.,.,

- BGセッN@ ,,..,,,. \

c:

セ@ LNNLセ⦅y@

Positron-neaatron

Incident photon ... ,, electron pair

, , I ,-

'

Figure(l.4) : Creation de paire

La diff).sion Rayleigh: c'est la deviation du photon incident, sans transmission d'energie au milieu traverse. Elle peut se concevoir comme le rebondissement d'un photon de tres faible

(22)

'-'uupu.1"' • • QNu。セ」QQ」@ ュ」オョZZ。オセ@

eneniie hv = 10 a 100 eV(12,3 < /.., < 123nm), Sur un electron tres lie a l' atome

rencqntre. La figure (I.5) illustre ce type d' interaction.

on de

electromagnetique incident

セ@... , ... ·· ..

. ·· ... . ..

noyau (+) ···./. ..

OセG| | N@

\ ': onde

セ@ ; electromagnetique J j diffusee

'.. '...)( / ' : barycentre du /.. ·.

Gセ@

.. -.. ___ , ,./,/ .

nua!!e ··.. . .. ··

electronique (.) ... .

Figure (1.5): Diffusion Rayleigh.

1.2.4 La loi d'attenuation de rayonnement X

lG 。エエ ・セ オ。エゥッョ@ des rayons X a mesure qu'ils traversent la matiere est due principalement a

l' ・ヲヲ・ セ@ Compton et l' effet photoelectrique, le nombre de rayon X attenuee dans un milieu depon,d de :

- nompre de photons traverses.

-l'energie des photons incidents tout possedent la meme energie (c' est -a-dire que le faisceau est mdno energetique ).

Mャ G ・ー セ ウウ・オイ@

de l' ecran percute par les photons.

La loi 1exponentielle peut explique !' attenuation de l'intensite du faisceau de rayonnement est

、ッョョ・ セ Z@

I= 10e-µx (1.5)

o-u: I

I: Nombre de photons apres la traversee de la matiere.

Io: Notpbre initial de photons.

e: fッョ セ エゥッョ@ exponentielle.

µ: Coert'icient lineique global d' attenuation.

x: ・ー。ゥ セ ウ・オイ@ traversee [6].

(23)

1.2.$ L'application de l'imagerie par les rayons X

Les rayons X penetrent la plupart des tissus biologiques en n'y subissant qu' une faible absdrption, et permettent done d' explorer le corps humain. On y visualise !'attenuation par les J ererents tissus, dus essentiellement a l' absorption.

Les contrastes observes peuvent etre intrinseques OU induits par des produits radio-opaques, a

base d'iode ou de baryte. Les os sont beaucoup plus absorbants que les tissus mous, c'est pourRuoi les rayons X sont particulierement adaptes a l'imagerie osseuse.

Les セ イッ、オゥエウ@ de contraste permettent de tapisser des organes internes et de les rendre opaques

aux

セケ ッョウ@

X : appareil digestive, vessie, uretre, uterus, glandes salivaires, vaisseaux sanguins

(on

セ 。イャ・@

alors d' angiographie)

lGゥュセァ・イゥ・@ par rayons X est une imagerie simple, rapide et peu cofiteuse. II s'agit de

plusif urS techniques :

1.2.51.1 La radiologie standard:

La イセ、ゥッャッァゥ・@ conventionnelle realise une image en projection du corps humain par transi-

lurnlliation (figure I. 6): un faisceau de rayons X, emis par collision d'un faisceau d'electrons avec \ine cible materielle, est envoye sur le patient, et recueilli de l' autre cote sure une surface

ウ・ョウゥセャ・@ au rayonnement X: plaque photographique, combinee d'un ecran fluorescent et d'un

。ューャ セ 」。エ・オイ@

de brillance OU d'une emulsion photographique.

Une grille en plomb ou en acier permet de limiter les effets du rayonnement diffuse sur

l'

ゥュセ・@

radiographique. Cette grille est composee de lamelles arrangees en peigne, la hauteur

et la

セ ゥウエ。ョ」・@

des lamelles definissant le pouvoir anti diffusant de la grille. Elle est utilisee, en pratiqiie, lorsque l' epaisseur des tissus depasse 10 cm.

lGゥュ。 セ ・@

obtenue en radiologie conventionnelle est une projection integree sur toute

l'epai$seur du patient (voir figure (1.7) par exemple).

(24)

Tube a rayons X

'1 \

\ \

ャ⦅jセ@ '•

\ ' \ or s

_y du alen

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an 1-<fiffuslon e, eur

Figure (L6): Principe de la radiologie conventionnelle

Cette methode ne permet done pas de faire de l'imagerie en trois dimensions. Les mann1nographies sont un exemple un peu particulier mais tres repandu de radiographie

」ッョカセョエゥッョョ・ャャ・@

: le sein est legerement compresse entre deux plaques, le tube a rayons X

etant situe d'un cote et le detecteur de l'autre.

Figure(L 7) : Dew: exemples de radiographie conventionnelle : radiologie du thorax et mammographie d'un sein presentant une tumeur.

QNRNUNセ@ Le scanner

d・ーオゥセ@ les annees 1970 s 'est developpe un autre outil utilisant les rayons X : le scanner a

rayon X, encore appele scanographe, scanner X, scanneur, tomodensitometre ou en anglais

I

(25)

CT pciur Computerzed Tomography. Le premier prototype industriel a ete presente en 1972 par G.N. Hounsfield (Prix Nobel 1979) au congres annuel du British Institute of radiology. Il pallie

セ・@

principal defaut de la radiographie conventionnelle, que ne perm.et pas de faire de l'imagtrie en trois dimensions. Le scanner X realise au contraire de fines sections en deux dimellSions (2D), d'epaisseur typique lmm. Pour cela, un fin pinceau de rayons X, issu d'une source collimateur, balaye le corps du patient et realise une premiere image en 2D (figure 1.8-

a ・エM「I セ@ Le meme processus est repete apres que le systeme a ete tourne, pour obtenir un

nouve±angle de projection (figure 1.8-c et -d). En partant des donnees mesurees en projection, des al orithmes de reconstruction permettent de calculer les valeurs du coefficient d'atte tion en chaque point de la section. Quatre generations, de scanners X se sont succede avec des geometries sources-detecteurs differentes, reduisant progressivement les temps d'acqu1sition. Actuellement, les appareils de cinquieme generation acquierent une image 2D en アオ・ セ アオ・ウ@ millisecondes seulement, permettant une veritable imagerie en temps reel, et les

aphes a acquisition helicordale rapide realisent des images en trois dimensions .

. er X trouve ses applications dans de nombreux domaines de la mooecine : pathologie crano-encephalique, ophtalmique, examen de l' abdomen, du thorax, des poumons. II apporte une resolution de l'ordre du millimetre.

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pendant le ba layage

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TR A NSLATION INV E RS E Me·sure d ' absorptlon

pendant l e bal .ayage

Figure (L8) : Le principe du scanner X

(26)

Figure (1.9) : Image du cerveau par scanner a rayon x

Notbns que les fortes energies des rayons X en font un rayonnement ionisant. et cancerigene a forte dose. Pour cette raison, les examens radiographiques ne doivent pas etre repetes trop

ヲイ・セオ・ュュ・ョエ@ (2 radios par ans) [7].

QNRNセ@

Les eff ets biologiques des rayons x

Lors de la realisation d'un cliche radiologique, les rayons X interagissent avec les tissus du patient donnant lieu a un depot d'energie et ayant pour consequence !'induction d'eftfets biologiques. Il n'y pas de relation simple entre la dissipation initiale d'energie dans les tissus vivants et d'eventuelles consequences sur la sante. Le processus initial le plus imp6rtant est l' induction de modification de l 'ADN ( Acide Desoxyribose nucleide) par effel direct ou indirect. L 'effet direct est une interaction des radiations ionisantes par tran8fert de leur energie al' ADN, alors que effet indirect conduit a la formation de radicaux libres par interaction des radiations avec les molecules d'eau contenues dans la cellttle. Ces differentes interactions sont dependantes de la quantite et de l' energie des radiations, du taux d'absorption ainsi que de la radiosensibilite des tissus impliques. Ces eve,ements induits conduisent alors a des effets de nature stochastique OU deterministe.

Les effets deterministes correspondent a une degradation de la fonctionnalite d'un organe; ils sont caracterises par une dose de seuil de l' ordre de 0.5 Sv2 et apparaissent rapidement (quelques heures a un mois apres l'exposition). Les effets deterministes sont d'autant plus graves que la dose est importante.

Les effets stochastiques causes par la radiation sont la cancerogene dans le cas ou la cellule

エッオセィ・・@

est somatique. Et !'induction de malformation dans la descendance dans le cas ou il

s'agit d'une cellule germinale. Ils n'ont pas de seuil de dose et interviennent, a long terme,

(27)

---r-·- -- · ---e---- - .... セ@ ...

chez un individu ou dans sa descendance : ces effets resultent de lesions mal reparees des tnolecules d' ADN (1].

CellnJe ゥNセュNG|_・@

セセ@

CellnJe mwtee CellnJe mo:rte

ウオイカイセャN@

'!::.

in:it:iale par ]e ruratoins

mais divis:i.on systeme ou

セセセセセオセ@ セtセ@

/ Effe1s

E&1s obligato:ires ァュセゥアオ・ウ@ et

canl'.1'rs d.eterm:inistes a seuil

Figure (LJO): Les effets biologiques

1.3 L'imagerie medicale par les ultrasons 1.3.1 La physique des ondes ultrasonores

Les bndes sonores et ultrasonores sont produites par les vibrations periodiques d'un solide qui suc9essivement comprime et detend la couche d' air avec laquelle il est en contact, done les

オャエイセッョッイ・ウ@

sont la propagation de vibration mecanique dans un milieu materiel, l' oreille

humaine n'est en moyenne capable de detecter que les ondes sonores dont la frequence et superieure a 20Hz et inferieure a 20KHz, en dessous de 20Hz, les ondes sont qualifiees d'in:frasons et ne sont pas audibles par l'oreille humaine. Au dela de 20KHz, il s'agit d'ultrasons qui ne peuvent pas non plus etre per9us par l'homme, la vitesse des ultrasons

、ッセ・@

par la relation [1] :

カ]セ@

(I .6)

(28)

Ou :

k :

ャ セ@

coefficient elastique.

p: La densite du milieu.

La セ エ・ウウ・@ moyenne des ultrasons dans le tissu mou est de 1540 mis [2].

20Hz 20KHz lMHz 20MHz

Diagnostic

J (/) t:' I I / (Hz)

.S 101 102 103 104 10s 106 107 10s

Sons audibles Ultrasons

Figure(Lll): Le spectrefrequentiel des ondes sonores

1.3.2 La production des ultrasons

En *tilisant la propriete piezo-electrique de la ceramique pour la production des ultrasons.

Elle est utilisee pour realiser un generateur d'ultrasons, et consiste a la polarisation d'une

ュ。エセイ・@ (cristal) dit piezo-electrique. C' est la capacite de certains materiaux a transformer une

energi.e electrique en energie mecanique comme exemple ; une onde electrique en onde acotlstique et inversement [l ].

1.3.3 L'interaction des ultrasons avec la matiere

Les ondes ultrasonores subissent une absorption (attenuation exponentielle) dans le milieu hompgene, ainsi que des reflexions et des refractions et des transmissions dues aux chruigements de milieu (milieu heterogene).

On de transmise

lnterfa.ce

Figure (L12): Transmission, reflexion et absorption d'une onde.

(29)

La transmission de l'intensite ultrasonore a l'interface de deux milieux depend de la difference des impedances acoustiques des deux milieux.

Z=pxV

Z : lmp&lance acoustique p : La densite

V : セ 。@ vitesse de propagation

Les coefficients de reflexion et de transmission sont donnes par les relations suivantes : _ z1-Zz)2

aR - (z1+Zz 4Z1Zz

- - - z

aT - (z1+Zz)

Z1 ¢t Z2sont des impedances respectivement du milieu let 2 [2].

1.3.4 L'imagerie medicate par les ultrasons

(1.7)

(1.8)

(1.9)

L' e¢hographie est une technique qui utilise le phenomene de reflexion des ondes ultrasons,

afini d'etudier la structure du corps; l'obstetrique (imagerie du fretus dans l'uterus pendant la grossesse ), la medecine inteme (imagerie abdominale ), la cardiologie (imagerie du systeme cardiaque et circulatoire) et l'imagerie du cancer.

Son principe consiste a appliquer une sonde ( comme sty lo) contre la peau en regarde de

ャGッイセ。ョ・@ a explorer, cette sonde emet des ultrasons qui traversent les tissu puis lui sont

remtoyes sous la forme d'un echo(les ondes reflechies). Ce signale, une fois recueille va etre

。ョ。ャ セ ウ・@

par un systeme informatique qui retransmet en directe une image sur un ecran video

[8].

L'eqhographie est necessite !'application d'un gel (agent de couplage) entre la peau et la sonqe, il est applique sur la peau afin que !'attenuation des ultrasons, due a la fine couche d'air

・ョエイセ@ la sonde et la peau, soit plus faible. Le meilleur agent de couplage est un gel

hydtfosoluble [1 ].

I

(30)

LDapitre 1 : lmagerie medicale

Figure (l.13): Appareil d'echographie Figure (L 14): Image d'une echographie

I .J.s Les eff ets biologies des ultrasons

Ld risque biologiques des ultrasons sont tres faible, puisque le temps d'emission des ulttiasons represente que la millieme partie du temps d'utilisation de l'echographie (1 ihicroseconde toutes les seconde).

L' absorption des ultrasons par le milieu traverse provoque :

o L'augmentation de temperature: la chaleur ainsi produite et cependant rapidement dissipee par les liquides l'organisme et n'entraine pas d'augmentation de la temperature corporelle.

o La cavitation: constitue un autre effet biologique des ultrasons. Tous les liquides contiennent normalement des bulles de gaz microscopique. La taille de bulles augmente de ヲ。セッョウ@ constante jusqu'un l'eclatement (cavitation transitoire). Il en resulte la formation de cavites de resonance possedant une frequence de vibration elevee d'avoir des effets sur les membranes cellulaire et les molecules biologique.

セ@ Effets chimique : telle l' acceleration des reactions ou la rupture de macromolecule tels les polysaccharides ont egalement ete observes.

(31)

1.4 L'imagerie par resonance magnetique nucleaire

L'ibiagerie par resonance magnetique (IRM), est une technique d'imagerie medicale utilisee pollr faire un diagnostic et basant sur les principes de resonance magnetique des noyaux atomiques des molecules, elle utilise un aimant avec un champ magnetique eleve (0.5T a 7T)

Sur le spin de proton, on obtient des images de «coupes virtuelles » de l'organisme dans les 3 plans de l'espace (sagittal, coronal et axial) tres contrastees. Le dispositif utilise dans l'IRM est 11ppele le tomographe IRM (scanner IRM) [2].

I.4J Le principe physique de l'IRM

L'ithagerie par resonance magnetique (IRM) permet de faire des images detaillees de tout les organes et tissu mous remplis d'air, le soumis a deux champs magnetiques perpendiculaires;

le 」セ。ュー@ principal statique B0 et une onde radiofrequence ou bien un gradient de champ

ュセ・エゥアオ・bN@

Pout le noyau possedant le nombre du nucleon pair, le moment magnetique est nul. Si le norrl.bre de nucleon est impair apparie un moment magnetique a l' origine de spin du noyau, l'hyfuogene est le principal constituant de la matiere vivante. Il est le seul noyau qui possede un nombre de nucleons impair: un seul proton [10).

Le champ magnetique statique B0 : en l'absence de champ magnetique exteme, les moqients magnetiques de spin sont orientes au hasard, par contre, sous !'action d'un champ mag\netique B0 ces moments vont orienter selon B0 de maniere parallele et anti parallele, les spinS de sens oppose s' annulent deux a deux.

).

M=O

Figure(Ll5): Etat des atomes avant et apres /'exposition au champ magnetique 80 •

(32)

lセ@ champ magnetique B1 : Si on applique un champ magnetique B1 perpendiculaire au chiunpB0 , l'aimantation de proton soumis au champ B1 va basculer. Ce basculement provient de deux phenomenes separes et independants respectivement sur l' aimantation longitudinale Mz, et sur l'aimantation transversale Mxy [1].

Figure(Ll 6) : Basculement du vecteur de / 'aimantation apres I' application de B1 .

La relaxation : En decrivant un mouvement complexe helicoldal a la :frequence w0(:frequence de Larmor). On peut decomposer ce mouvement en une composante longitudinale que va

」イッゥセウ。ョエ@ vers sa valeur d'equilibre M0avec un temps de relaxationT1 , et une composante

trfill$versale qui decroissante vers sa valeur d'equilibre nulle avec un temps de relaxationT2 •

La li>obine qui a servi a !'excitation travaille en reception et enregistre a present le signal de retohr a l'equilibre [9].

Références

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