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 Notes de cours

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Nicolas
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MessageSujet: Notes de cours   Ven 10 Mar à 20:35

A. Noyau et rayonnement
1. Composition du noyau atomique
1. 1. Masse et dimensions
La masse d'un atome et de son noyau sont d'environ 10p-25 kg. En effet, le noyau constitue plus de 99% de la masse; les nucléons sont environ 2000 fois plus lourds que les électrons. La masse de l'atome est donc condensée dans le noyau.
La dimension de l'atome est d'environ 100 pm (picomètres), c'est-à-dire 10p-10 m; le noyau mesure 10p-15 m. Si un électron mesurait la taille d'une fourmi, la taille d'un atome serait celle d'un bâtiment, et le diamètre de l'atome serait de Madrid à Berlin. La matière est donc essentiellement constituée de vide.

1. 2. Nomenclature de l'atome:
- E: symbole chimique de l'atome
- Z: numéro atomique: nombre de protons. Un même élément a un seul nombre Z.
- N: nombre de neutrons. Un même élément peut avoir plusieurs N; on parle d'isotopes.
- A: Z + N: nombre de masse
Comme un atome a toujours un nombre défini de protons, on indique simplement son nombre de masse pour spécifier l'isotope.

2. Énergie
2. 1. Énergie de masse
Le lien entre la masse et l'énergie est donné par la formule E=mc2. Ainsi, on peut calculer que la masse consommée chaque jour par la centrale atomique de Gösgen (3000 MW) est de 3 grammes.
2. 2. Énergie de liaison
L'énergie de liaison fait qu'un atome est plus léger que ses constituants individuels pris séparément. La différence de masse est donc "transformée" par l'énergie de liaison. Pour séparer les constituants d'un atome, il faut donc lui apporter de l'énergie.
L'énergie de liaison progresse de 0 (l'atome d'H-1 n'est composé que d'un proton) à environ 9 MeV. Les noyaux les plus liés sont les plus stables. L'énergie de liaison moyenne est de 8.5 MeV environ. Les atomes les plus lourds sont plus instables; ceci est dû à la force électromagnétique, qui agit entre les protons du noyau (cf. infra).
La fission prend des noyaux lourds pour produire des noyaux légers plus liés; la fusion a pour but de prendre des noyaux légers très peu liés pour produire des noyaux plus lourds et très liés. Le gain d'énergie de la fusion est beaucoup plus haut.

3. Modèle de noyau atomique
3. 1. Force nucléaire (force forte)
La force de l'interaction entre les constituants du noyau est la force nucléaire (force forte), et la force qui maintient les électrons sur l'orbite est la force électromagnétique. La force nucléaire vaut environ 10 MeV par nucléon, alors que la force électromagnétique ne vaut qu'un eV environ par électron.
La force nucléaire est indépendante de la charge; elle est identique pour deux protons, deux neutrons, ou un proton et un neutron.
À très faible distance (moins de 0.3 fm [femtomètres]), la force nucléaire est répulsive; elle est fortement attractive jusqu'à deux fm, après quoi elle est négligeable.
La force nucléaire est faible quand il y a peu de nucléons et forte quand il y en a beaucoup. Elle ne compense par contre que partiellement la force électromagnétique dans les noyaux lourds, qui sont donc plus instables.
3. 2. Rapport neutrons / protons
Dans les noyaux légers, Z=N; dans les noyaux plus lourds, une proportion supérieure de neutrons est nécessaire pour compenser la force électromagnétique. Le rapport N/Z monte jusqu'à 1.5.
3. 3. Niveaux énergétiques dans le noyau
Si un nucléon se trouve dans un état de haute énergie alors qu'un état de basse énergie est vide, il émet un rayon gamma en revenant dans son état de base. La longueur d'onde de ce rayon gamma est spécifique à l'élément concerné; il est émis sous forme de fréquences discrètes caractéristiques.

4. Particules élémentaires
Les constituants élémentaires de la matière sont les quarks. Un neutron est constitué d'un quark up et de deux quarks down; un proton est est composé de deux quarks up et d'un quark down.
Il y a six quarks (Up, Down, Charm, Strange, Top et Bottom), six leptons, dont l'électron et le neutrino, et quatre vecteurs de force, dont le photon.

5. Radiations
5. 1. Types de radiation
Les radiations peuvent être composées de particules:
- particules chargées: protons, rayonnement alpha, rayonnement bêta
- particule neutre: neutron
ou être un rayonnement électromagnétique:
- rayons X (émis par les électrons)
- rayons gamma (émis par le noyau)
5. 2. Rayonnement électromagnétique
Entre deux électrons, la force électromagnétique qui les repousse s'exprime sous forme de photons. Le photon a une masse nulle, il se déplace à la vitesse de la lumière, a une fréquence (nû) et une longueur d'onde (lambda) qui sont régies par la loi: fréquence x longueur d'onde = vitesse de la lumière.
Le photon est représenté comme une oscillation du champ magnétique, son énergie est exprimée en eV (10p-19J) selon la loi: E = fréquence x constante de Planck.
Les photons peuvent constituer la lumière visible, les rayonnements ultraviolets, X et gamma de haute fréquence, ou les micro-ondes, les infra-rouges et les ondes radio, qui ont une fréquence plus faible, c'est-à-dire une longueur d'onde plus grande.

6. Production de rayonnement
Dans un tube à rayons X, les électrons sont émis et brusquement freinés contre une cible, ce qui émet des rayons X dans la continuité du faisceau d'électrons.
Un accélérateur linéaire utilise le même procédé, si ce n'est que l'électron est accéléré dans des "cavités résonnantes", ce qui lui fait gagner de la vitesse, et donc de l'énergie.
Un cyclotron émet des électrons, qui sont mis en rotation et accélérés dans un même temps. Ils sont émis à une vitesse définie. Le cyclotron sert à produire des isotopes radiopharmaceutiques.


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Nicolas
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Ven 10 Mar à 20:36

B. Radioactivité
1. Désintégration radioactive
1. 1. Instabilité
Certains éléments sont stables: quoi qu'il advienne, tant qu'on ne leur apporte pas l'énergie qui leur permettrait de changer d'état, ils ne changent pas. Autour de ces éléments, qui, sur la carte des nuclides, forment le fond de la "vallée", se trouvent des éléments instables, qui se désintègrent selon des modalités différentes.
1. 2. Description temporelle
Les différentes particules instables ont une certaine probabilité pour que leur noyau se désintègre. La constante de désintégration est appelée lambda, son unité est le 1/s.
L'évolution du nombre de noyaux suit une courbe décroissante exponentielle.
Pour des raisons de facilité, on utilise la période radioactive (ou demi-vie), qui est l'unité de temps nécessaire pour que le nombre d'atomes instables soit diminué de moitié. Cette mesure est inversément proportionnelle à la constante de désintégration.
De manière générale, plus un élément est situé loin du "fond de la vallée", plus il est instable, et plus sa période est courte.
1. 3. Activité
L'activité est le nombre de désintégrations par unité de temps. Elle est facilement mesurable. son unité est le 1/s, que l'on nomme Bq (Becquerel). L'activité évolue dans le temps comme la probabilité de désintégration.
1. 4. Schéma d'une désintégration
Pour qu'une désintégration ait lieu, il faut que le noyau instable libère son énergie. Le noyau-mère subit donc un processus modeste (il n'explose pas), qui conduit à l'émission de petits fragments hors du noyau. Il peut s'agir de particules alpha, bêta plus ou bêta moins.

2. Radioactivité alpha
La désintégration alpha consiste en l'émission de deux protons et de deux neutrons, c'est-à-dire d'un noyau d'hélium. L'énergie de la particule alpha a une énergie bien définie. Les noyaux concernés sont plutôt lourds.
Ex: Radium-226 -> Radon 222

3. Radioactivité bêta
3. 1. Bêta moins
La désintégration bêta moins consiste en l'éjection d'un électron et d'un antineutrino, et la transformation d'un neutron en proton. Les noyaux initiaux et finaux sont isobares (même A). L'énergie est partagée entre l'électron et l'antineutrino; ce dernier interagit très peu avec la matière. L'énergie de l'électron se définit par un spectre continu, contrairement à celle de la désintégration alpha. Les émetteurs bêta moins se trouvent sous la ligne des éléments stables.
3. 2. Bêta plus
La désintégration bêta plus consiste en l'éjection d'un positron et d'un neutrino. Un proton est transformé en neutron. Transformation isobare. L'énergie est de nouveau aléatoirement partagée entre le positron et le neutrino.
3. 3. Annihilation électron-positron
Le positron est freinée dans la matière; quand il rencontre un électron, ils s'annihilent et forment deux photons de 511 keV, émis à 180°. Ceci correspond à l'énergie de masse des particules concernées.
L'application de ce mécanisme est la TEP (tomographie par émission de positrons).
On la rencontre pour les éléments situés au-dessus de la stabilité, principalement F-18 et O-15.

4. Autres modes de désintégration
- capture électronique: un électron est capturé par le noyau, ce qui transforme un proton en neutron. Ce procédé est toujours concurrentiel à la désintégration bêta plus.
- transition isomérique: émission retardée de rayonnement gamma: le noyau reste le même. Un état excité demeure quelques temps avant de redescendre dans l'état fondamental.
Ex: Tc-99m -> Tc-99 + gamma
- conversion interne: transition de l'énergie d'un noyau à un électron, puis éjection de l'électron. L'énergie est bien définie. Le noyau reste le même.
- vacance électronique: a lieu après une capture électronique ou une conversion interne. Un trou est rempli par un électron d'une couche supérieure, et un électron Auger est émis.
- fission spontanée: scission d'un noyau en deux entités, la plupart du temps asymétriques, et émission de neutrons. Se rencontre chez les noyaux très lourds.

5. Formation du Tc-99m
Une capsule, enfouie dans un bloc de plomb, contient du molybdène-99, fixé sur une résine qui ne garde pas le technétium-99m. En faisant passer une solution saline stérile, on élue donc le Tc-99m sans emporter le Mb-99. La récolte de Tc-99 se fait toutes les 24 heures; comme la période du Mb a une période de 66 heures, l'augmentation du taux a presque atteint son maximum après 24 heures (il n'y a pas de maximum puisque le processus est logarithmique et qu'il n'y a donc pas de limite). La période du Tc-99m est de six heures.


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Nicolas
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Sam 18 Mar à 13:22

C. Interactions radiation-matière
1. Description de l'interaction
1. 1. Particules chargées
Les électrons, les protons et les rayonnements alpha sont directement ionisants: ils sont freinés continuellement dans la matière et produisent des ionisations fréquentes sur leur passage. Leur parcours est fini.
1. 2. Particules non chargées
Les rayons X, gamma et les neutrons suivent de longues périodes sans interactions; quand ils interagissent avec la matière, ils activent des électrons qui ionisent la matière. Les interactions sont aléatoires et probabilistes: l'atténuation suit donc une exponentielle négative.

2. Interaction des particules chargées
2. 1. Trajectoire des électrons
La trajectoire des électrons suit un parcours en zigzag, ceci dû à des collisions avec des particules de même masse, qui sont les autres électrons. Quand les électrons passent à proximité du noyau, ils sont déviés et freinés par le champ magnétique, et émettent un photon représentant l'énergie perdue. Ce processus est appelé "Brehmsstrahlung".
Un électron parcourt une distance différente selon son énergie et la matière qu'il traverse. Dans l'eau, un électron de 2 MeV parcourt 2 cm.
2. 2. Trajectoire des particules chargées lourdes
La trajectoire des particules alpha et des protons est rectiligne, ceci dû au fait que le petit poids des électrons qu'elle rencontrent sur leur passage n'influence pas leur trajectoire. La quantité d'énergie dissipée par unité de distance est plus importante que dans le cas des électrons; ceci fait qu'une particule alpha de 2 MeV parcourt seulement 2 µm dans de l'eau. Les particules alpha dissipent plus d'énergie que les protons, ceci dû au fait qu'elles portent deux charges, et qu'elles interagissent donc plus avec la matière.

3. Interaction des rayons X et gamma
3. 1. Atténuation des photons
Les photons subissent une atténuation exponentielle: chaque photon a une certaine probabilité de rencontrer une particule sur sa route, sans que l'on puisse dire quand cela aura lieu. On peut poser:
I(x) = I0 ep-µx
I: intensité
x: profondeur
µ: coefficient d'atténuation linéaire
Comme le résultat de cette formule est difficile à appréhender, on pose, de manière similaire à la demi-vie d'une particule, la valeur CDA, (couche de demi-atténuation), qui est la distance nécessaire pour que l'intensité ait diminué de moitié:
I(x) = I0 ep-ln2x/CDA
Exemple: L'énergie des photons à la sortie d'un tube à rayons X est de 60 keV. À cette énergie, la CDA du tissu mou est d'environ 5 cm. Quelle proportion des rayons x traversent un patient d'épaisseur égale à 20 cm sans interagir?
1/2p20/5 = 1/16
3. 2. Effet photoélectrique
L'effet photoélectrique est particulièrement important quand le Z de la matière traversée est haut, et quand les énergies sont faibles (de l'ordre du keV). Le photon percute un électron, et lui confère toute son énergie. L'électron est donc émis hors de l'atome. Plus le photon a une haute énergie, plus il a la capacité d'interagir avec l'électron d'une couche interne. Ceci explique que, selon la matière, l'effet photoélectrique fasse des pics selon l'énergie du rayon incident. Ces pics sont d'ailleurs l'une des caractéristique de l'atome traversé.
L'effet photoélectrique est à l'origine du contraste du radiodiagnostic.
3. 3. Effet Compton
L'effet Compton est dépendant du nombre d'électrons présents dans la matière; contrairement à l'effet photoélectrique, il ne dépend pas du Z de la matière. Il diminue avec l'énergie. Le photon est simplement dévié par un électron et perd une partie de son énergie; l'électron est émis avec l'énergie supplémentaire apportée par le photon.
3. 4. Création de paires
La création de paires est importante quand le Z de la matière traversée est élevé; elle nécessite une énergie importante, qui est de 1.02 MeV, c'est-à-dire l'énergie de masse d'un électron et d'un positron. Le photon interagit avec le champ électromagnétique présent à proximité du noyau et disparaît en émettant un électron et un positron. Le positron s'annihile ensuite avec la matière en émettant le rayonnement caractéristique de deux photons à 511 keV émis antiparallèlement.
3. 5. Diffusion élastique de Thomsen-Rayleigh
Le photon interagit avec un électron, qui n'est pas éjecté, mais émet un nouveau photon dans une direction différente.
3. 6. Effet photonucléaire
Le photon interagit avec le noyau, et cause l'éjection d'un neutron. Pour que l'effet photonucléaire ait lieu, il faut une énergie de seuil de 8 à 10 MeV, ce qui est l'ordre de grandeur de la force forte à l'intérieur du noyau. Le noyau suit souvent un processus radiatif qui lui permet d'équilibrer son nombre de protons et de neutrons.
3. 7. Importance des effets
L'effet photoélectrique est dominant à faible énergie et haut Z; l'effet Compton est dominant aux énergies moyennes et aux Z bas; enfin. la création de paire est dominante aux Z hauts et aux énergies élevées.
Dans le plomb, L'effet photoélectrique est dominant jusqu'à 500 keV, ce qui explique son utilisation en radioprotection.
3. 8. Rayonnement diffusé
La proportion de rayonnement diffusé (effet Compton; diffusion élastique de Thomsen-Rayleigh) par rapport au rayonnement primaire prend rapidement de grandes proportions: ainsi, dans un champ de 10 x 10 cm, avec un faisceau d'électrons d'une énergie de 100 keV et une épaisseur de 15 cm, il y a 5 fois plus de rayonnement diffusé que de rayonnement direct.

4. Action de la radiation sur la matière
4. 1. Effet des électrons et des photons
Photons: l'interaction d'un photon avec la matière peut (principalement) soit constituer un autre photon de direction différente (diffusion élastique), soit éjecter un électron (effet photoélectrique), soit éjecter un électron et former un autre photon (effet Compton). Les photons produits recommencent le cycle, tandis que les électrons produits peuvent produire des photons de freinage (Brehmsstrahlung), soit provoquer des ionisations, soit des excitations.
Les ionisations sont corrigées par des recombinaisons, les excitations par des processus de désexcitation, si bien qu'au final l'énergie est convertie en chaleur… et en modifications chimiques.
Électrons: l'interaction d'un électron avec la matière peut soit émettre un photon de freinage (Brehmsstrahlung), soit provoquer des ionisations ou des excitations (voir plus haut).
4. 2. Dose absorbée
La dose absorbée est l'énergie déposée par unité de masse; elle s'exprime donc en J/kg, c'est-à-dire en Gy [Gray]. Une séance de radiothérapie équivaut à 2 Gray environ.

5. Action de la radiation sur la matière vivante
5. 1. Efficacité biologique relative
L'efficacité biologique relative (EBR) équivaut à la dose (en Gy) d'un rayon de référence, divisée par la dose de rayons utilisés. Typiquement, l'EBR a une valeur comprise entre 2 et 50. Les photons et les rayons alpha font moins de dégâts font nettement moins de dégâts que les neutrons.
On établit une courbe de survie cellulaire: dans la partie initiale de la courbe, le transfert d'énergie linéique (TEL) est faible, beaucoup de cellules sont peu touchées, et la réparation est possible. L'effet global est peu important (à dose absorbée égale). Dans la partie finale de la courbe, le TEL est élevé: les cellules meurent beaucoup, les possibilités de réparation sont plus faibles. L'effet global, à dose égale, est important.
5. 2. Rôle de l'oxygène
On peut aussi définir l'OER (taux d'oxygène dans le tissu irradié): en effet, l'oxygène forme facilement des ions superoxydes, dont les effets sont très néfastes et mutagènes. Plus la cellule contient d'oxygène, plus elle est sensible aux radiations. Pour obtenir le facteur de pondération, on effectue le rapport, pour un pourcentage de cellules mortes identiques, entre les cellules anoxiques et les cellules euoxiques. Typiquement, la valeur d'OER vaut entre 2 et 5.
5. 3. Équivalent de dose
H = D w
D: dose absorbée de la radiation
w: facteur de pondération
On multiplie la dose reçue par un facteur de pondération; la dose est dès lors exprimée en Sievert (Sv).
Le facteur de pondération vaut 1 pour les électrons et les photons, 5 pour les protons, 5 à 20 pour les neutrons, et 20 pour les particules alpha.
5. 4 Cellules les plus sensibles
Les cellules les plus sensibles sont:
- celles qui ont un rythme de multiplication élevé: tissu hématopoïétique et couche basale de l'épiderme
- celles qui ont un long avenir caryocinétique: cellules jeunes
- celles qui sont peu différenciées: cellules souches
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Nicolas
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Sam 18 Mar à 13:22

D. Effet des radiations sur l'organisme
1. Classification des effets
1. 1. Effets déterministes
Les effets déterministes des radiations provoquent une perte de fonctionnalité; le délai de manifestation des troubles est en général immédiat. Une variation de la dose modifie la sévérité de l'effet. On les rencontre uniquement à haute dose; il y a un seuil démontré. L'exemple typique des effets déterministes est l'érythème.
1. 2. Effets stochastiques
Les effets stochastiques des radiations provoquent des modifications cellulaires, notamment au niveau de l'ADN. La manifestation des effets est retardée; la latence est d'environ 20 ans. L'effet d'une variation de la dose est la probabilité de survenue d'un effet. On peut déjà rencontrer des effets stochastiques à faible dose; il n'y a pas de seuil démontré. L'exemple classique d'effet stochastique est le cancer.

2. Effets déterministes
2. 1. Effets mortels
Une courbe du taux de décès par dose reçue montre l'existence d'un seuil, qui est variable selon la région atteinte. On définit la dose semi-létale comme la dose qui provoque 50 % de décès.
Tissus concernés:
- tissu hématopoïétique: 1 à 10 Sv, 15 à 20 jours de latence, 30 à 60 jours de survie
- tissu gastro-intestinal: 8 à 15 Sv, 3 à 5 jours de latence, 10 à 20 jours de survie
- tissu nerveux du SNC: dose supérieure à 50 Sv, pas de latence, 1 à 5 jours de survie
2. 2. Tableau clinique après irradiation à haute dose:
Dose supérieure à 25 Gy: état de choc, collapsus cardio-vasculaire et PC
Dose supérieure à 12 Gy: oedèmes douloureux des parotides; signes neurologiques (désorientation, convulsion, obnubilation); signes neurovégétatifs et vasomoteurs; hyperthermie, troubles de la vigilance, tachycardie et troubles du rythme; asthénie et anorexie.
Dose supérieure à 2 Gy: nausées, vomissements, diarrhées; céphalées, douleurs parotidiennes, sécheresse buccale; somnolence; hyperthermie variable; asthénie et anorexie.
Dose située entre 1 et 2 Gy: Nausées, vomissements, somnolences, céphalées, sécheresse buccale; asthénie (difficile à caractériser); anorexie.
2. 3. Effets non mortels
Peau:
- 3 à 5 Sv: Érythème
- 20 Sv: Desquamation humide
- 50 Sv: Nécrose
Cristallin:
- 10 Sv: Cataracte
Gonades:
- 0.5 Sv: Stérilisation temporaire
- 5 Sv: Stérilisation définitive
Poumon:
- 10 Sv: pneumonie actinique
Note: actinique signifie induit par une irradiation

3. Effets stochastiques
3. 1. Facteur de risque
Le facteur de risque (r) est le taux d'effets supplémentaires par unité de grandeur. Ainsi, le taux d'incidence naturelle est augmenté. souvent avec un temps de latence d'une dizaine d'années.
r = nbre de survenue d'effets/dose reçue
Le modèle choisi est donc un modèle multiplicatif du risque.
3. 2. Base épidémiologique
Les deux bases épidémiologiques sont les survivants d'Hiroshima et de Nagasaki, et les travailleurs exposés aux radiations (personnel médical et ouvriers des centrales nucléaires).
Les survivants d'Hiroshima et de Nagasaki ont reçu une dose importante (de l'ordre de 1 Sv) pendant une très courte période. On compte 86'572 survivants.
Les travailleurs exposés aux radiations ont reçu pendant de nombreuses années des doses de l'ordre de 0.1 Sv. La population suivie compte 95'673 personnes.
3. 3. Types d'effets
Induction de cancer: leucémie (latence: 10 ans) ou tumeur solide (latence: 20 ans). Le risque est d'environ 4 % / Sv
Les effets génétiques ont comme base expérimentale l'expérimentation animale; rien n'a été observé à Hiroshima ou Nagasaki. Le taux naturel de malformations graves dans la descendance est de 1 %; la dose de doublement est de 1 Gy; le risque augmente d'1 % par Sv.
Le total représente 5 %.
3. 4. Facteur de risque des organes
Gonades: 1 % /Sv
Moelle osseuse: 0.6 % /Sv
Côlon: 0.6 % /Sv
Poumon: 0.6 % /Sv
Estomac: 0.6 % /Sv
Vessie: 0.25 % /Sv
Poitrine: 0.25 % /Sv
Foie: 0.25 % /Sv
Oesophage: 0.25 % /Sv
Thyroïde: 0.25 % /Sv
Peau: 0.05 % /Sv
Surface des os: 0.05 % /Sv
Autres organes: 0.25 % /Sv
Total: 5 % /Sv

4. Effet des radiations in utero
De la conception à trois semaines, le risque est l'échec de la fixation; c'est un cas "tout ou rien": soit il n'y a aucun effet, soit l'avortement est spontané.
La période critique dure de 3 à 8 semaines: le risque est de causer des malformations. On estime que le seuil est de 100 mSv.
De deux mois à la naissance: risque d'induction d'un retard mental. On estome que la perte est de 10 points de QI par Sv: 30 points/Sv durant les semaines 8 à 15, 8 points/Sv par la suite. Le seuil est de 100 mSv.
Enfin, un cancer peut être induit dès la troisième semaine, avec un risque plus élevé que la normale: 10 à 20 %/Sv.

5. Controverses sur le risque radiologique
On ne connaît pas la courbe de l'augmentation du risque aux faibles doses; l'extrapolation est remise en cause par les partisans comme par les détracteurs de ce qui touche aux radiations. On ne connaît pas l'incidence d'effets récemment mis en cause, comme l'instabilité génomique, le "bystander" ou les effets clastrogénétiques. Par commodité, le modèle communément admis est l'extrapolation linéaire sans seuil; cependant, certains partisans de la radiologie professent l'hormésis, c'est-à-dire qu'à faibles doses les effets sont bénéfiques, et aucune théorie scientifique ne peut le confirmer ou l'infirmer.
De même, on ne connaît pas l'effet de l'incorporation des sources, par exemple par ingestion, par impossibilité de faire des études épidémiologiques.
Pour le moment, la théorie veut qu'une dose répartie sur une faible population ait des effets identiques à la même dose répartie sur une population plus importante.
On ne sait donc pas que penser, et on attend le résultat des études plus récentes, concernant les liquidateurs de Tchernobyl, certaines populations russes et les patients de radiothérapie.
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Lun 20 Mar à 22:36

E. Protection contre les effets des radiations
1. Principes de base
1. 1. Notions générales
Les buts de la radioprotection sont non seulement la protection de l'individu et de sa descendance, mais aussi de la population en général et de l'environnement. L'objectif est de limiter au maximum les effets nocifs causés par les radiations ionisantes. Pour ce faire, on cherche à prévenir les détriments dus aux effets non-stochastiques, et à limiter la probabilité des effets stochastiques à un seuil acceptable.
1. 2. Principes de base
Les trois principes de la radioprotection sont:
- la justification
- l'optimisation
- la limite des doses
La justification consiste à certifier que les avantages sont plus importants que les coûts et les détriments. Ceci implique donc beaucoup de facteurs externes à la radiophysique: économie, médecine, etc. Ces différents points de vues requis expliquent que certaines divergences dans l'appréciation puissent survenir.
L'optimisation doit suivre l'acronyme anglais ALARA (As Low As Reasonably Archievable); cette démarche est liée à l'absence de seuil. Le but est de trouver entre la dose minimale et la dose limite une dose adaptée à l'usage que l'on veut en faire. Ceci a pour but d'éviter au maximum la survenue d'effets stochastiques.
La limite des doses individuelles vise à protéger au maximum les individus. Elle est déterminée par la loi.
1. 3. Limites
La limite, pour les professionnels soumis aux radiations, est de 20 mSv/an. Il s'agit d'une valeur statistiquement inférieure à celle qui induirait 1000 décès par ans dans une population d'un million de praticiens. Pour le public, la limite est plus basse, puisqu'elle doit avoisiner les activités quotidiennes; ainsi, elle est plus basse que le risque qu'un conducteur a de mourir d'un accident de voiture. Elle se situe à 1 mSv/an, ce qui, selon le modèle statistique, provoquerait 100 décès par million d'individus et par an.
Pour une personne travaillant de 18 à 65 ans, le pic statistique de décès se situerait aux alentours de 78 ans.
1. 4. Femmes enceintes
Le foetus, contrairement à la mère, qui peut travailler dans un domaine confronté à des radiations, est de toute façon considéré comme un individu du public. Sa protection n'est donc pas garantie par celle de sa mère, si celle-ci est professionnellement exposée aux radiations. Avant la déclaration de grossesse, on considère toutefois que la protection de la mère garantit celle du foetus, ceci pour des raisons évidentes de simplicité législative.
Lorsque la grossesse est déclarée, les limites sont abaissées, puisqu'elles sont de 2 mSv à la surface de l'abdomen de la mère, et de 1 mSv en cas d'incorporation. Ceci est le total maximum calculé sur toute la durée de la grossesse.
1. 5. Patients
Il n'y a pas de limite de dose, puisque l'examen ou la radiothérapie doit apporter un bénéfice au patient. Le calcul des risques et des coûts par rapport aux bénéfices est effectué par le médecin. Il faut cependant mentionner que ce calcul se fait différemment si la mère est enceinte, pour limiter au maximum les effets néfastes sur le foetus.

2. Pratique de la radioprotection
2. 1. Notions générales
Toute utilisation de radiations ionisantes nécessite une autorisation par l'unité de surveillance; en Suisse, il s'agit de l'OFSP (Office Fédéral de la Santé Publique). Les personnes professionnellement exposées sont officiellement désignées par l'organe administratif compétent, et sont soumises à une surveillance individuelle.
Les secteurs à risque radiologique sont déclarés "zone contrôlée" et ne sont pas accessibles au public.
2. 2. Situations d'irradaition
En cas d'irradiation externe, due à une installation génératrice de radiations, et dont la source radioactive est scellée, les principes appliquée sont:
- le temps: plus le temps d'exposition est court, plus les risques sont faibles
- la distance: plus la distance est grande, plus la dose reçue est faible
- l'écran: un écran approprié limite les doses reçues.
On contrôle les doses reçues par le port d'un dosimètre individuel: badge, dosimètre d'alarme, bague, …
En cas de contamination interne, les principes sont différents, et la situation est comparativement plus grave, puisqu'aucun des principes mentionnés plus haut n'est applicable. Ce type de contamination est due à une source radioactive non scellée, par exemple du radon. On se contente d'isoler la personne, de chercher à confiner la substance et de se contrôler en continu.
On effectue une mesure régulière "de tri", en calculant l'activité des pieds et des mains; on peut aussi mesurer l'activité de la substance incorporée, par l'activité de l'abdomen, un moniteur thyroïdien, l'activité de l'urine, ou le WBC (compteur mesurant l'ensemble des rayons X et gamma émis par la substance ingérée.

3. Irradiation de la population
3. 1. Professionnels en Suisse
En Suisse, il y a 60'000 personnes professionnellement exposées. La dose cumulée est de 5 Sv/an. La moyenne est donc inférieure à 0.1 mSv/personne.
Sur plus de 45'000 pratiquants des professions médicales exposés, la dose reçue est de 1 Sv. Elle est de 3 Sv pour les quelques 5'000 personnes travaillant dans des centrales nucléaires.
3. 2. Population suisse
La dose moyenne reçue est de 4 mSv/an. Elle est due:
- Radon-222: 40 %
- Médecine: 25 %
- Terrestre: 11 %
- Interne: 10 %
- Cosmique: 9 %
- Divers: 5 %
Les radiations dues à le pratique de la médecine sont celles reçues en tant que patient.
Les radiations internes sont dues, avant le C-14, au K-40: un individu de 70 kg comprend 3000 Bq de Potassium-40.
Les radiations cosmiques varient avec l'altitude, puisqu'elles sont filtrées par l'atmosphère. Elles doublent tous les 1500 mètres environ. De ce fait, comme il y a 50 fois plus de rayonnements à 10'000 mètres d'altitude, les femmes enceintes du personnel d'aviation sont dispensées de vol.
3. 3. Irradiation médicale
L'irradiation médicale occasionne 1 mSv/an et par habitant; 67 % ne reçoivent cependant pas de radiations de cause médicale.
Le nombre annuel d'examen est composé à plus de 90 % de radiographie conventionnelle et dentaire. La dose reçue est quant à elle composée de:
- 40 % de Radiographie conventionnelle
- 25 % de CT
- 20 % de scopie
- 10 % d'angiographie
- 5 % de chirurgie guidée par radiographie
le reste étant négligeable.
3. 4. Échelle des doses
Dose minimis pour le public: 10 µSv
Dose minimis pour le sprofessionnels: 100 µSv
Limite annuelle du public: 1 mSv
Irradiation annuelle de la population suisse: 4 mSv
Limite annuelle des professionnels: 20 mSv
Seuil des effets déterministes: 500 mSv
Dose semi-léthale: 5 Sv
Dose tumoricide: 50 Sv
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Lun 20 Mar à 22:41

F. Physique de la radiographie conventionnelle
1. Schéma de la procédure radiologique
SCHEMA A VENIR
2. Production de rayons X
2. 1. Types de rayons X
Les rayons X sont produits en accélérant des électrons d'une cathode à une anode; ils sont ensuite brusquement freinés dans l'anode, ce qui provoque beaucoup de chaleur et deux types de rayonnements caractéristiques:
- le rayonnement caractéristique dépend de la substance qui compose l'anode. On le rencontre lorsque les rayons sont éjectés hors d'une couche interne, et qu'un électron comble ce trou en émettant un photon de fluorescence
- le rayonnement de freinage est dû à une déviation de l'électron dans le champ électromagnétique du noyau. Ceci provoque l'émission d'un photon de "Brehmsstrahlung". Cet effet est important pour une anode de haut numéro atomique.
Le foyer est enfermé dans une gaine, pour éviter que les radiations soient diffusées dans toutes les directions.
2. 2. Spectre des rayons X
La présence d'un filtre permet de limiter la présence de photons de trop basse énergie, qui ioniseraient le patient sans avoir la possibilité de le traverser, donc inutilement. La courbe continue est due aux photons de freinage; les pics aux photons de fluorescence.

3. Interaction des rayons X avec le patient
3. 1. Atténuation exponentielle
Comme nous l'avons défini précédemment, pour un photon d'énergie donnée, I(x) = I0 ep-µx. Le radiodiagnostic est dont une expérience de transmission permettant de mesurer le coefficient d'atténuation µ des tissus traversés.
3. 2. Dépendance de Z
Aux faibles énergies, c'est l'effet photoélectrique qui l'emporte sur les autres. Celui-ci dépend en outre du Z de la matière: plus celui-ci est élevé, plus l'atténuation est grande. On utilise ce principe pour l'utilisation des produits de contraste: on utilise souvent l'Iode ou le Baryum.
3. 3. Dépendance de l'énergie
L'absorbtion des différentes matières varie avec l'énergie. L'utilisation d'une tension très faible permet de visualiser des différences de Z très fines, notamment dans le cas des mammographies(20 keV).

4. Système de détection
4. 1. Grille anti-diffusante
La grille effectue une atténuation sélective du rayonnement diffusé. Elle est constituée d'un matériau de Z très élevé (plomb, par exemple), percé de trous très fins et rectilignes. Ainsi, les rayons focalisés peuvent passer, tandis que les rayons diffusés sont stoppés. Cependant, une partie des rayons focalisés sont aussi arrêtés par la grille; la dose doit donc être augmentée.
4. 2. Couple écran-film
Le couple écran-film est l'ancienne méthode de visualisation des radiographies. L'écran, de haut Z, amplifie et convertit les rayons X en photons de lumière visible. Ainsi, 99 % de la lumière est fournie par l'écran, et seul 1 % de l'impression du film provient du rayonnement direct.
4. 3. CR: computed radiography
Cette méthode est peu coûteuse et nécessite peu de moyens supplémentaires à ce qui est requis pour une installation de type "couple écran-film". L'énergie des rayons X place les électrons d'un cristal de phosphore étalé en couche d'un état fondamental à un état dit "métastable" ou "piège". On se sert ensuite d'un faisceau laser couplé à un détecteur pour les faire revenir à leur état fondamental en émettant de la lumière, et donc émettre de la lumière.
4. 4. DR-direct: digital radiography - direct light conversion
Les rayons X sont directement convertis en charge électrique dans un semi-conducteur, comme du sélénium. La lecture de l'image se fait en temps réel à l'aide de collecteurs de charge disposés en pixels. Cette méthode offre une très bonne résolution.
4. 5. DR-indirect: digital radiography - indirect light conversion
Aussi appelée "flat panel", cette méthode convertit d'abord les rayons X en lumière, à l'aide d'un scintillateur tubulaire en iodure de césium (de haut Z, fonctionnant donc par effet photoélectrique). Ceci permet de conduire la lumière à la manière d'une fibre optique. La lumière est ensuite en signal électrique par un réseau de photodiodes selon un principe similaire à celui de l'appareil photo numérique. Cette méthode ne nécessite qu'une dose très faible.
4. 6. Avantage des systèmes numériques
CR: Bas prix; remplace facilement le couple écran-film
DR direct: bonne résolution; temps réel
DR indirect: faible dose; temps réel
4. 7. Fluoroscopie
La fluoroscopie consiste à établir une succession d'images temporelles présentées sur un moniteur. L'ancienne méthode couplait un amplificateur de luminescence à une caméra; la tendance vise à remplacer cette association par un flat panel.
Ceci permet le diagnostic de processus dynamiques, en général avec des produits de contraste:
- fonction du coeur
- circulation artérielle et veineuse
- système urinaire
mais aussi la radiologie interventionnelle:
- embolisation de vaisseaux
- pose de stent
- thermoablation

5. Qualité de l'image photographique
La qualité de l'image radiologique est déterminée par trois facteurs:
- le contraste
- la résolution
- le bruit
Les pertes de contraste sont occasionnées par:
- une grande énergie du rayonnement
- une faible différence de numéro atomique ou de densité du tissu
- du rayonnement diffusé
Les pertes de définition sont dues à:
- un détecteur imparfait
- un foyer non ponctuel
- la pénombre
Le bruit est causé par:
- la fluctuation du nombre de rayons X arrivant sur chaque pixel
- l'instabilité ou l'inhomogénéité du système de détection.
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Jeu 23 Mar à 13:36

G. Physique de la tomodensitométrie
1. Principes physiques
La tomodensitométrie est aussi appelée "scanner" ou "CT" (Computed Tomography). Contrairement à la radiographie conventionnelle, elle ne se contente pas de projeter un volume sur un plan, mais effectue des coupes. Ainsi, les structures sont dissociées plutôt que superposées, ce qui permet de détecter des lésions subtiles. De plus, elle évite la projection des structures et facilite la lecture des images.
Cette méthode utilise les rayons X pour produire des "coupes". La valeur de chaque pixel de l’image est une mesure du coefficient d’atténuation linéique du tissu relatif à celui de l’eau. En d'autres termes, chaque coupe est une carte d'atténuation des différentes substances; comme nous l'avons vu précédemment, chaque tissu a un coefficient d'atténuation µ bien précis, qui permet de le distinguer des autres. Pour effectuer la prise de données, on mesure des profils d’atténuation des rayons X sous différents angles. Chacune de ces mesures constitue donc une sorte de fil de données sur lequel sont inscrits les modifications d'atténuation des tissus traversés.
L'atténuation de chaque point du tissu (appelé "voxel"; il s'agit d'un pixel en volume) est une fonction du rayon utilisé, mais aussi de la constitution du tissu.
Un sinogramme est un tableau recensant les différents "fils" en fonction de l'angle de la prise de vue.
La rétroprojection des images consiste à créer une image en projetant chacun des "fils" selon l'angle de prise de vue. Le tout se superpose et on distingue des structures plus sombres, qui sont dues à la présence de matériaux plus opaques. L'ensemble est cependant très flou et imprécis; il y a de nombreux artefacts dus au fait que l'image prise n'est pas une coupe mais, comme dans le cas de la radiographie, un empilement de structures. On utilise donc des flitres, qui sont des algorithmes mathématiques comparables à ceux que les programmes de traitement d'images utilisent pour accentuer les contours. On parle alors de rétroprojection filtrée. De cette manière, l'image est plus nette, plus précise et dénuée d'artefacts.
Pour représenter l'image, les voxels sont convertis en "nombres CT" (NCT), aussi appelées unités Hounsfield (HU); il s’agit du coefficient linéique d’atténuation du tissu relatif à l’eau. Par définition, l'eau a un coefficient de 0 et l'air de -1000. Les tissus sont donc répartis sur cette échelle:
- les os compacts ont un NCT de plus de 750
- les tissus mous ont un NCT proche de 0
- les poumons ont un NCT de moins de -500

Puisque l’œil n’est pas capable de distinguer autant de niveaux de gris que le CT est capable d'en définir, on "fenêtre" l’image (histogramme) pour limiter le niveau d’analyse: seul un nombre limité de nombre CT est affiché à l’écran. Ceci fait que l'on peut choisir la gamme CT la plus pratique pour observer précisément ce dont on a envie, par exemple une fenêtre "pulmonaire", "osseuse" ou "thoracique".

2. Aspects technologiques
2. 1. Générations de CT :
- 1ère génération:
Il y a un seul rayon et un seul détecteur; pour faire une image, on commence par faire une translation du détecteur le long du plan de coupe; puis on change l'angle de prise de vue, et on recommence à faire une coupe. On enregistre donc un profil d'atténuation à la fois, ce qui explique que le temps d'acquisition soit très long: 4 minutes pour une image de faible définition.
- 2ème génération:
L'émetteur de rayons X émet un pinceau de rayons, qui est détecté par un détecteur plus large. Ceci permet d'enregistrer plusieurs profils d'atténuation à la fois. L'émetteur et le récepteur doivent cependant toujours faire des mouvements de translation. La vitesse d'acqisition est cependant améliorée.
- 3ème génération:
Le récepteur est assez grand pour enregistrer chaque profil d'atténuation en une fois; l'émetteur et le détecteur ne font donc que des mouvements de rotation.
- 4ème génération:
Les détecteurs sont fixes et l'émetteur tourne autour du patient. Ceci implique une grande proximité entre l'émetteur de rayons X et le patient, ce qui explique que cette génération ait vite été abandonnée.
- 5ème génération:
L'émetteur est un canon à électrons qui vise des anodes. Il s'agit d'une amélioration de la quatrième génération, qui pallie au problème de proximité de la source. La faible définition de l'image conditionna la disparition de cette génération.

2. 2. Évolutions récentes
- Acquisition hélicoïdale:
L'acquisition hélicoïdale permet une augmentation de la vitesse d’acquisition. Elle s'effectue par le déplacement de la table pendant l'acquisition des données; ainsi, un seul "fil" est produit, et des algorithmes informatisés permettent de reconstruire une image. Ceci permet donc de passer d'une vision en simple coupe à une vision en trois dimensions. L'avancée de la table par rapport au nombre de tours du détecteur est cependant limitée par le fait que plus ce rapport sera grand et plus l'image sera mauvaise. Il faut donc établir un compromis entre la vitesse d’acquisition et l'épaisseur de la coupe. Il faut mentionner que ce type d'appareillage utilise des CT de troisième génération.

- CT multibarrettes:
Les barettes sont les détecteurs. En envoyant plusieurs pinceaux et en réceptionnant l'image grâce à plusieurs barettes, il est possible d'acquérir plus de coupes en une seule rotation. Ainsi, la vitesse d’avance de table peut être augmentée sans que les données soient altérées. Ceci permet donc aussi de prendre des clichés très rapidement; par exemple, le coeur peut être visualisé "immobile" et non pas en mouvement et flou comme c'était le cas auparavant. Actuellement, les CT peuvent compter jusqu'à 64 barrettes.

2. 3. Qualité d’image
La résolution de l'image est limitée par rapport au couple écran-film de la radiographie traditionnelle.
- Couple écran-film: 7 px/mm
- Radiographie numérique: 3 px/mm
- Tomodensitométrie: 1 px/mm
Par contre, la résolution en contraste, c'est-à-dire la précision des niveaux de gris, est excellente: contraste minimum détectable:
- Couple écran-film: 2 - 5 %
- Radiographie numérique: 2 - 5 %
- Tomodensitométrie: 0,5 %
Il faut aussi prendre garde au fait qu'en CT, plus la dose émise est importante et plus le bruit est faible; la dose reçue est déjà naturellement très élevée.

3. Applications de la tomodensitométrie
- Imagerie anatomique par coupe, avec possibilité de rendus volumiques
- Applications vasculaires
- Applications cardiaques
- Endoscopie virtuelle
- Imagerie fonctionnelle (perfusion cérébrale par exemple)
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Jeu 23 Mar à 13:37

H. Physique de la résonance magnétique
1. Principes physiques
1.1. Origine du signal
L'imagerie par résonance magnétique (IRM) utilise les noyaux d'hydrogène de la matière. En effet, cet atome est très répandu dans notre corps, puisqu'il entre dans la composition de tous les fluides et de toutes les graisses. Le de l'hydrogène n'est constitué que d'un proton, qui porte une charge positive. De plus, et ce n'est pas forcément le cas pour tous les noyaux, le proton concerné tourne sur lui-même. Une particule qui tourne sur elle-même induit un moment cinétique, que l'on appelle "spin". Ce spin est aligné sur l'axe de rotation de la particule, et est représenté par un vecteur. De plus, le proton est chargé: une charge qui tourne sur elle-même produit un champ magnétique, appelé "moment magnétique", et également aligné sur l'axe de rotation de la particule. Le moment magnétique est représenté par un vecteur d’aimantation microscopique noté µ.
Les protons peuvent donc être assimilés à des aimants dotés un pôle nord et un pôle sud.
Le rapport du moment magnétique sur le moment cinétique définit le rapport gyromagnétique (gamma).
Le spin est toujours quantifié: il vaut 1/2 ou -1/2 pour les protons, les neutrons et les électrons.
1.2. Action d’un champ magnétique sur un proton
En l’absence d’un champ magnétique externe, les protons d’un échantillon tissulaire sont orientés de façon aléatoire en tous sens: la somme des vecteurs d’aimantation élémentaire microscopique est nulle et il n’y a pas de vecteur d’aimantation macroscopique. En d'autres termes, les vecteurs sont orientés au hasard, et aucun signal n'est émis.
Soumis à un champ magnétique extérieur aligné selon l'axe x, les protons s’orientent dans la direction de ce dernier. Un vecteur d'aimantation macroscopique apparaît: les protons constituent un véritable aimant. De plus, ils tournent tous avec un angle donné autour du champ magnétique, comme le ferait une toupie autour du champ gravitationnel, avec une fréquence angulaire appelée "fréquence de Larmor". Cette fréquence vaut 42 MHz/T.
Deux angles de précession sont permis et correspondent à deux niveaux d’énergie différents: si les moments magnétiques émis par les protons sont parallèles, l'énergie est légèrement plus basse que s'ils sont antiparallèles. La différence d’énergie est cependant très faible. Il y a un peu plus de protons parallèles au champ que d'antiparallèles. Le rapport des deux populations est égal à 100'006/100'000. Le vecteur créé par cette différence croît avec la densité de protons, ainsi qu’avec le champ magnétique.
1.3. Procédure IRM
On peut modifier l’état d’équilibre des protons dans le champ magnétique en apportant de l'énergie sous la forme d'un champ électromagnétique tournant. Ce champ est appliqué selon l'axe x par une antenne émettant des radiofréquences (RF). Pour qu’il y ait transfert d’énergie, il faut que la fréquence de rotation de ce champ magnétique tournant soit égale à la fréquence de Larmor: on dit alors que les deux systèmes sont en résonance. La conséquence d’une impulsion RF de 90° est une bascule ou rotation du champ magnétique des électrons, de 90°, avec diminution de la composante longitudinale (x) de l’aimantation et augmentation de la composante y.
1.4. Notion de relaxation
Dès la fin de l’excitation le vecteur magnétique des protons va retourner à l’état d’équilibre, ce qui entraîne une diminution rapide de la composante transversale, et la croissance progressive de la composante longitudinale. Ce sont les phénomènes de relaxation qui font intervenir respectivement les temps T2 et T1, qui sont tous deux caractéristiques des tissus. La décroissance du champ magnétique transversal est le signal que l’on mesure en IRM, elle correspond à un déphasage des moments magnétiques individuels; autrement dit, au retour à la normale de chaque proton individuellement, et ceci conditionné par le tissu.
La vitesse de retour à l'équilibre, appelée "relaxation longitudinale". Les graisses relaxent vite et les liquides lentement. Quand 63 % du signal est revenu dans l'axe longitudinal, on parle de temps T1.
Comme il y a un magnétisme interne du corps, dû à sa composition (présence de métaux, etc), le même champ n'est pas perçu de la même manière en tout point du corps. L'homogénéité magnétique des tissus est calculée par le temps de relaxation transverse T2 (qui vaut 37 % du signal). L'homogénéité des liquides fait qu'ils déphasent lentement.
1.5. Codage spatial
En IRM, la localisation spatiale du signal de l’image fait appel à l’utilisation de gradients. Pour réaliser une image en IRM, il faut d’abord, à l’intérieur d’un volume donné, sélectionner un plan de coupe pour lequel on applique un premier gradient de champ, appelé gradient de sélection de coupe (Gz). Ensuite, il faut, à l’intérieur du plan de coupe choisi, coder les différentes lignes de la coupe par un deuxième gradient de champ, appelé gradient de codage de phase (Gy). Enfin en dernier lieu, il faut coder les différentes colonnes de la coupe en appliquant un 3ème gradient de champ (Gx), appelé gradient de fréquence ou de lecture. Après application de Gy pendant un temps fini τ, la phase des protons devient fonction de y: la fréquence de précession des protons dans la coupe suivant x pendant la lecture dépend de x. L’extraction de l’information en fréquence et en phase des protons au sein d’un voxel est réalisée par une transformée de Fourier dans les deux directions de fréquence et de phase.
1.6. Séquence IRM
La séquence d’écho de spin est l'une des séquences les plus utilisées en imagerie. Elle permet d’obtenir des images d’excellente qualité dont la pondération en T1 et T2 peut être déterminée par un choix judicieux des paramètres TR (temps de répétition) et TE (temps d’écho). Elle consiste en l’application à t=0 d’une impulsion de 90° qui bascule le champ magnétique dans le plan transversal. Les spins sont en phase et l’aimantation transversale est maximale. Ensuite, les spins se déphasent rapidement, et on applique à TE/2 une impulsion RF de 180°. Les spins se rephasent, et à t=TE, ceux-ci sont complètement rephasés; le signal réapparaît sous forme d’écho et il peut être mesuré. Le TR conditionne la pondération en T1: plus il est court et plus la séquence est pondérée en T1. Le TE, quant à lui, pondère la séquence en T2; plus on allonge le TE et plus la séquence est pondérée en T2.
Le contraste peut donc différer selon les paramètres TR et TE: pour obtenir un contraste T1, on utilise un TR et un TE courts; pour un contraste T2, un TR et un TE longs; enfin, pour observer la densité de protons du tissu, on utilise un TR court et un TE long.
Le passage des données brutes (plan phase-fréquence, aussi appelé "espace k") à l’image (M(x,y)) se fait par transformée de Fourier bidimensionnelle:
La pondération en T1 d’une séquence aboutit un contraste "anatomique", dû à la composition chimique de la substance: dans le cerveau, la substance blanche est blanche, la substance grise est grise, le liquide céphalo-rachidien est noir. La pondération en T2 et en densité de protons donne un contraste "inverse"; ce ne sont plus les substances qui sont déterminées mais leur activité.

2. Aspects technologiques
2.1. Configuration de l’installation IRM
L’installation IRM se compose:
- d’un aimant principal (bobine avec aimant supraconducteur; refroidissement à l’hélium liquide)
- d’antennes (bobines), qui servent à produire l’impulsion RF, créer les gradients et détecter les signaux IRM.
2.2. Valeur du champ magnétique
Aimant à bas champ: 0,02 à 0,25 T
Aimant à champ moyen: 0,5 à 1,5 T
Aimant à haut champ: > 1,5 T
Actuellement, tous les hôpitaux universitaire ont des installations à 3 T, ailleurs, le plus courant est ~ 1.5 T. Les installations de recherche sur animaux peuvent monter jusqu'à 15 T.

3. Applications particulières de l’IRM
L'IRM permet un contraste des tissus mous encore meilleur que celui que l'on obtient par CT. En outre, il n'émet pas de radiations ionisantes. À l'état actuel des recherches, on suppose donc qu'il est beaucoup moins néfaste que les autres modes d'observation.
L'IRM permet des applications très particulières: imagerie vasculaire 3 D avec produit de contraste (Gd: gadolinium; le signal obtenu est le mouvement des spins dans les vaisseaux; ceci ne permet donc pas de vérifier l'intégrité des vaisseaux, mais donne par contre une image du flux du sang), imagerie fonctionnelle IRM-RMN (permet de connaître la composition chimique des tissus.
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Lun 27 Mar à 17:29

I. Physique de l'ultrasonographie
1. Principes physiques
1.1. Onde sonore ou ultrasonore
L'onde ultra-sonore, tout comme l'onde sonore, est une onde de pression se propageant dans un milieu élastique. Il s'agit donc d'une variation de pression qui se déplace, donc de la propagation d'une énergie mécanique dans un milieu matériel. Ce déplacement ne peut pas se faire dans le vide, à la différence des ondes électro-magnétiques. Le milieu de propagation de l'onde ultrasonore est soumis à une succession de surpressions et de dépressions et ses particules constitutives sont alors animées d'un mouvement de va-et-vient dans l'axe de déplacement des ultrasons, de type sinusoïdal. Elles oscillent à la vitesse du "piston" qui les produit, et se déplacent à une vitesse dépendant du tissu, mais vérifiant la loi:
vitesse = longueur d'onde x fréquence
Les ultrasons ne sont pas ionisants.
1.2. Domaine de fréquence
En dessous de 20 Hz, l'onde produite n'est pas audible.
Entre 20 Hz et 20 kHz, l'onde produite est une onde sonore audible.
Le domaine des ultrasons commence à partir de 20 kHz. Les ultrasons utilisés en médecine sont compris entre 1 et 20 MHz.
1.3. Vitesse des ultrasons dans le milieu
La vitesse de l'onde ultrasonore varie fortement avec le milieu dans lequel elle se déplace. Elle est proportionnelle au module d'élasticité et inversement proportionnelle à la densité du milieu.
Dans l'air, la vitesse vaut 330 m/s, dans l'eau 1300 m/s et 6000 m/s dans l'acier.
Dans les tissus mous la vitesse moyenne est de 1540 m/s et dans les tissus graisseux elle est de 1450 m/s. La vitesse dans le tissu osseux est beaucoup plus importante, de l'ordre de 4000 m/s.
1.4. Amplitude et intensité de l’onde
La grandeur utilisée pour décrire l'onde est en général la variation de pression. L'amplitude de pression est la différence entre la pression maximale lors du passage de l'onde à la pression dans le milieu en l'absence de l'onde. Cette variation de pression est relativement faible par rapport à la pression normale.
L'intensité de l'onde (I) est définie comme l'énergie moyenne traversant une surface donnée par unité de temps. Les modifications de pression ou d'intensité sont souvent exprimées sous forme de pression ou d'intensité relative en décibels (dB). Une réduction de 3 dB correspond à une réduction de l'intensité de 2 (10.log 0,5 ≅ -3).
1.5. Réflexion de l’onde sur une interface
Lorsqu'une onde ultrasonore se propageant dans un milieu 1 arrive à l'interface avec un milieu 2, on assiste à un mécanisme de réflexion partielle, c'est-à-dire que l'onde poursuivra avec une intensité réduite et une onde réfléchie, de sens opposé, sera produite.
Si l'onde est perpendiculaire à l'interface entre les deux milieux, une partie de l'onde sera réfléchie antiparallèlement, et une autre continuera dans la continuité de l'onde du premier milieu.
Si ce n'est pas le cas, l'angle de réflexion est égal à l'onde d'incidence, mais l'angle de propagation est plus petit si la matière a une vitesse de propagation plus petite, et plus grande si la vitesse est plus grande.
La réflection est très petite pour deux milieux de vitesse comparable, et très importante pour deux milieux de vitesse très différentes. Ainsi, il est pratiquement impossible de faire une échographie de structures comprenant de l'air ou masquées par de l'air.
1.6. Atténuation de l’onde ultrasonore
L'atténuation de l'anode ultrasonore est due principalement aux mécanismes de diffusion et d'absorption de l'intensité de l'onde (conversion en chaleur). L'absorption est due à la friction interne (viscosité) et au mécanisme de relaxation (redistribution de l'énergie de la molécule sur ses degrés de liberté).
L'atténuation moyenne dans les tissus de l'organisme vaut 0.5 Db/cm pour une onde de 1 MHz.
Elle est proportionnelle à la fréquence des ultrasons: plus la fréquence est haute, plus l'atténuation est grande. Ainsi, on utilise des fréquences de 2 à 5 MHz pour visualiser des organes profonds et des fréquences plus importantes pour des organes superficiels.
1.7. Production des ultrasons
Un cristal piézoélectrique est composé de dipôles orientés; sous l'effet d'un champ électrique, il modifie son épaisseur; réciproquement lorsque l'on presse sur le cristal, on induit une tension. Au-dessus de la température de Curie, le matériau perd sa propriété de piézoélectricité. Le matériau le plus utilisé dans les transducteurs médicaux est le PZT (zirconate-titanate de plomb). Un transducteur ultrasonore est composé d'un cristal piézoélectrique (son épaisseur détermine la fréquence de résonance) d'une couche arrière absorbante; et d'une couche avant d'adaptation.
1.8. Faisceau ultrasonore
La géométrie de propagation d'un transducteur comprend:
- une zone proche, appelée "zone de Fresnel", dans laquelle le front d'onde est parallèle au transducteur. On y observe de fortes oscillations de l'amplitude de la variation de pression; le faisceau est légèrement convergent. On observe aussi une zone lointaine, portant le nom de zone de Fraunhofer, dans laquelle l'amplitude de la variation de pression diminue de manière continue; le faisceau est alors divergent.
1.9. Effet Doppler
Lorsque la source se rapproche du récepteur la fréquence mesurée est plus élevée (réduction de la longueur d’onde) que la fréquence émise; quand elle s'éloigne, elle est plus faible. Cet effet est audible dans le cas d'une sirène sur un véhicule de police ou du service du feu.

2. Aspects technologiques
2.1. Barrettes de transducteurs
Les barrettes de transducteur sont formées de plusieurs dizaines de cristaux piézoélectriques qui sont activés séquentiellement au cours du temps. Il existe des sondes linéaires produisant des images rectangulaires et des barrettes sectorielles utilisées lorsque la largeur de la porte d’entrée du faisceau est limitée. La gestion de la direction du faisceau se fait en introduisant des retards au niveau de l’excitation des cristaux.
2.2. Mode d’acquisition A (Amplitude)
Les échos d'un faisceau unique sont reportés en fonction du temps. La conversion des temps en distances permet de calculer les distances entre les divers interfaces rencontrées et la sonde ultrasonore (1 cm vaut environ 13 μs). Cette technique était utilisée en particulier en ophtalmologie pour des mesures précises de distance.
2.3. Mode d’acquisition M (Mouvement)
L'information obtenue en mode A est répétée périodiquement et les résultats sont reportés successivement les uns à côté des autres; on obtient ainsi une représentation dynamique des structures.
2.4. Mode d’acquisition B (brillance)
Le faisceau ultrasonore balaie un plan. Chaque écho est marqué en illuminant sa position. L'image est obtenue à l'aide d'une barrette de détecteurs. C’est le mode d’imagerie standard. La vitesse de répétition des échos d’émission est limitée par la profondeur d’investigation. Plus on veut de netteté dans l'image, plus il faut attendre avant d'envoyer un nouveau train d'ondes.
2.5. Mode d’acquisition Doppler continu
Dans le système de mesure Doppler en continu, un transducteur émet en continu une onde ultrasonore alors qu'un autre transducteur, accolé au premier, mesure en continu l'onde ultrasonore réfléchie. On ne dispose pas d’information sur la profondeur des échos de retour, mais uniquement sur la vitesse.
2.6. Mode d’acquisition Doppler pulsé
Afin d'obtenir une information sur la profondeur où se trouve le vaisseau, on utilise un système Doppler pulsé. Ici un train d'ondes (> 5 cycles) est envoyé avec une fréquence de répétition de l'ordre de 10 à 20 kHz. L'écho est analysé et la différence de fréquence est déterminée. Le choix de la profondeur de mesure s'effectue par une porte (gate) temporelle, c'est-à-dire que l'on sélectionne dans le temps les signaux qui seront analysés, les premiers correspondent aux zones proches, les signaux tardifs aux zones profondes. La position temporelle de la porte est en général variable et est choisie par l'utilisateur.
2.7. Mode d’acquisition Duplex
Les systèmes Duplex combinent la fonction imagerie et effet Doppler. Le système est à temps partagé; les deux opérations sont effectuées séquentiellement ou sont enchevêtrées dans le temps.
En général un groupe de transducteurs est utilisé pour l'imagerie de réflexion et un autre groupe pour l'information Doppler. A l'aide de l'image il est possible d'estimer l'angle entre la sonde et le vaisseau et d'obtenir ainsi la vitesse du sang. A l'aide de la section du vaisseau, on peut aussi calculer le flux sanguin. Les systèmes sont souvent équipés de portes multiples, permettant une saisie dans plusieurs régions du plan.

3. Applications
3.1. Sécurité
Des recommandations ont été données par "the American Institute of Ultrasound in Medicine" (AUIM) en 1998 sur l’énergie maximale autorisée pour un examen diagnostic. Dans la gamme de quelques MHz, il n’a pas été observé (à cette date) d’effet biologique à des intensités inférieures à 100 mWcm2 pour un champ non focalisé et des intensités inférieures à 1 Wcm2 pour un champ focalisé.
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Lun 27 Mar à 22:00

J. Radiothérapie
1. Principes physiques
L’objectif de la radiothérapie est de délivrer à la tumeur et à ses extensions visibles ou présumées une dose précise de radiations ionisantes absorbées par les tissus, nécessaire et suffisante pour obtenir le contrôle local de la tumeur en tenant compte des contraintes fixées par les tissus sains.
1.1. Survie cellulaire à l’irradiation
L'irradiation d'une cellule aboutit à des effets métaboliques, chromosomiques et finalement à des effets sur la survie de la cellule. Un graphique montrant la survie cellulaire par rapport à la dose reçue montre qu'il existe un épaulement de la courbe de survie jusqu'à la dose de 5 Gy, puis une partie quasi-linéaire au-delà, ceci si l'échelle de survie des cellules est logarithmique. Ceci implique qu'en dessous de 5 Gy, les cellules peuvent relativement facilement réparer les dégâts que les radiations ont causées.
La présence d'un épaulement traduit l'existence de lésions sub-létales et de mécanismes de réparation. Si on effectue une seconde irradiation après une dose sub-létale, on observe que les cellules répondent comme si elles n'avaient pas été irradiées une première fois.
L'importance des réparations des cellules aboutit à un effet différent selon les séquences et les doses qui sont administrées: des doses aiguës uniques, des doses fractionnées ou de multiples petites doses peuvent avoir un effet biologique très différent, même si la dose totale cumulée est la même. L'effet biologique permettra de distinguer les cellules tumorales des cellules normales.
1.2. Les 4R de la radiothérapie
Pour une même dose totale, l'efficacité biologique est différente selon la dose par séance, le nombre total de séances (fractionnement) et la durée du traitement (étalement). Le fractionnement permet:
- la Réparation cellulaire: la réparation des lésions sub-létales est plus importante pour les cellules saines que pour les cellules tumorales: c'est l'effet différentiel des radiations ionisantes.
- la Redistribution des cellules dans le cycle cellulaire: les cellules en mitose sont les plus radiosensibles. Le délai entre 2 irradiations permet au cycle cellulaire de se redistribuer sur toutes les phases.
- la Repopulation durant le traitement: la prolifération cellulaire entre les séances est bénéfique quand elle concerne les cellules saines, puisqu'elle permet de limiter les effets toxiques sur les tissus sains; cependant il s'agitd'un phénomène négatif quand il concerne les tumeurs.
- la Réoxygénation du tissu tumoral: les cellules bien oxygénées sont plus radiosensibles et sont plus facilement tuées par l'irradiation, qui génère des radicaux libres. L’intervalle entre les irradiations permet au tissu de se ré-oxygéner et donc de redevenir sensible. C'est le cas de nombreuses tumeurs, qui jouissent d'une perfusion abondante.
1.3. Choix de la dose
Le choix de la dose en radiothérapie dépend du volume et du siège de la tumeur, de l'histologie, des organes critiques du voisinage (oeil, moelle épinière, reins, intestin grêle,…) et de l'intention palliative ou curative. Il fait appel à un compromis entre éradication de la tumeur, pour éviter au maximum un risque de récidive, et risque de complications graves. Des seuils de tolérance sont adoptés pour effectuer ce choix.
1.4. Description des volumes cibles
On distingue :
- le volume tumoral (GTV): volume de la lésion tel qu’il est objectivé par l’examen clinique, l’endoscopie ou l’imagerie
- le volume cible anatomoclinique CTV (Clinical Target Volume): volume tumoral ainsi que le volume de tissu contenant des cellules néoplasiques infracliniques. C’est un concept anatomoclinique identique pour le chirurgien et le radiothérapeute. Le but est donc d'empêcher au maximum l'évolution de métastases.
- le volume cible prévisionnel PTV (Planning Target Volume): concept géométrique utilisé en radiothérapie pour tenir compte, autour du CTV, d’une marge de sécurité liée aux mouvements du patient (par exemple la respiration), le déplacement de certains organes, etc.
- le volume traité est la surface recevant 95 % de la dose prescrite
- le volume irradié est le volume recevant 20 % de la dose prescrite
- les organes à risque: organes dont la sensibilité à l’irradiation constitue la limite d’une radiothérapie. Il faut donc les protéger afin d’éviter toute complication ultérieure.
- les points chauds: endroits situés en dehors du CTV et fortement irradiés.
1.5. Répartition des doses
Après calcul, la répartition de la dose délivrée au patient est visualisée dans chaque coupe anatomique sous forme de courbes isodoses représentant chacune un pourcentage du maximum de dose délivrée dans cette coupe. Le but est donc de distribuer adéquatement les doses pour favoriser les cellules saines et stériliser les cellules tumorales.
1.6. Histogramme dose volume (DVH)
L'histogramme dose volume donne une représentation graphique cumulative du volume de tissus d'un organe ou d'une région d'intérêt (en ordonnée) ayant reçu une dose D exprimée en Gy ou en pourcentage de la dose totale (en abscisse). Il synthétise la répartition de dose délivrée dans toutes les structures concernées. Le but est donc de visualiser graphiquement la répartition de la dose entre le volume-cible et le reste de l'organisme.

2. Aspects technologiques
2.1. Principes de la téléradiothérapie
La source de radiation est à distance du patient et un faisceau collimaté est dirigé sur le patient.
2.2. Les faisceaux de radiothérapie
- Source de Cobalt-60: permet une thérapie profonde (50 % de la dose à 10 cm). L'énergie des rayons gamma vaut 1,25 MeV et la période 5,2 ans. De moins en moins utilisé.
- Accélérateur linéaire: peut produire des rayons X de 5 à 25 MeV, qui permettent une thérapie profonde: 50 % de la dose est encore présente à 10 ou 15 cm, selon l'énergie. Peut aussi produire des électrons d'une énergie de 5 à 20 MeV. Ceci permet de faire une thérapie de surface (boost), en protégeant les organes situés en profondeur.
- Cyclotron ou synchrotron: permettent de produire des protons, qui sont les vecteurs d'énergie les mieux adaptés pour la radiothérapie, puisque l'essentiel de la dose n'est pas déposé exponentiellement, mais à une quinzaine de centimètres de profondeur. Génère des protons d'environ 200 MeV, idéaux pour les thérapies profondes, dont on exploite le "pic de Bragg".
2.3. Techniques d’irradiation en radiothérapie
- Balistique simple: un faisceau de radiations est envoyé sur la cible. Inutilisable en cas de thérapie profonde: l'essentiel de la dose est déposé en chemin.
- Balistique plus complexe: peut comprendre plusieurs faisceaux traversant l'organisme selon différentes directions.
- Homogénéité de la dose: utilisation de filtres en coin qui permettent de moduler la dose délivrée par les faisceaux et ainsi modifier la répartition de dose. Typiquement, les filtres en coin sont utilisés pour irradier des surfaces dont l'épaisseur varie le long de la fenêtre d'exposition.
- Irradiation conformationnelle (IMRT)
L’IMRT correspond à la modulation du flux de photons dans certaines parties du champ d’irradiation. C’est en soi une technique ancienne, qui était utilisée pour l’amélioration de l’homogénéité du volume traité. Ses multiples développements incluent l’utilisation des filtres en coin, des compensateurs, et plus récemment des filtres virtuels, par l’interposition d’un filtre pendant une partie de la séance, et de filtres dynamiques, par mouvement des mâchoires du collimateur secondaire en cours d’irradiation. Avec le développement des collimateurs multilames, la modulation d’intensité a atteint une toute nouvelle dimension, avec la possibilité d’améliorer le degré de conformation en créant des isodoses convexes ou concaves.
2.4. Principe de la brachythérapie
La brachythérapie consiste à utiliser des sources radioactives pour délivrer à l'intérieur de la tumeur une irradiation tumoricide. À la différence de la radiothérapie externe, le rayonnement photonique utilisé traverse d'abord la tumeur, où il s'atténue rapidement, avant d'irradier secondairement les tissus sains adjacents à la tumeur. C'est l'apparition de radioéléments très maniables, comme l'iridium 192 ou le césium 137, ainsi que de la technique du chargement différé, qui ont permis le développement de la brachythérapie. On place tout d'abord des vecteurs creux inactifs (tubes en plastique, aiguilles) sous anesthésie. On vérifie la bonne distribution prévisionnelle de la dose par l'étude dosimétrique, avant de "charger" les éléments radioactifs. L'avantage principal de la brachythérapie est la possibilité de délivrer une dose importante dans un volume étroit, avec une dose satellite réduite au niveau des organes voisins.
2.5. Types de brachythérapie
Il existe deux types de brachythérapie :
- la brachythérapie interstitielle consiste à implanter chirurgicalement des sources radioactives (généralement des fils d'iridium) à l'intérieur des tissus. L’implantation peut être définitive (grains d’iode-125 dans la prostate)
- la brachythérapie endocavitaire consiste à placer des sources dans des cavités naturelles (vagin, utérus…)
2.6. Planification des traitements
Les paramètres de traitements sont introduits dans un logiciel de planification avec les données concernant les faisceaux et les données concernant le patient. Le tout permet de chercher la meilleure répartition de la dose possible.

3. Applications particulières
- Techniques multi-champs
- Radiothérapie synchronisée sur le rythme respiratoire (gating): permet de faire une radiothérapie plus précise ciblant des organes en mouvement.
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Lun 3 Avr à 21:55

K. Médecine nucléaire
La médecine nucléaire est une technique d’imagerie médicale fonctionnelle qui utilise, à des fins diagnostiques ou thérapeutiques, des molécules radioactives spécifiques d’un métabolisme ou d’un processus physiologique particulier. De plus, certaines de ces molécules, aussi appelées radioisotopes, sont utilisées pour une forme particulière de brachythérapie, utilisant les caractéristiques chimiques de ces éléments pour implanter la source au bon endroit.
1. Principes physiques
1.1. Procédure générale
Les examens de médecine nucléaire consistent à injecter au patient une molécule marquée avec un radionucléide émetteur γ (ou émetteur de positons) qui est spécifique à une fonction biologique. Cette molécule marquée est appelée radiopharmaceutique ou plus communément traceur. Lorsque le radionucléide va se désintégrer, il va émettre des rayonnements γ dont l’énergie est suffisante pour qu’une partie significative d’entre eux sorte du corps sans être diffusée ou complètement atténuée. Une caméra externe sensible aux rayons γ peut alors détecter ces rayonnements et former une image de la distribution spatiale de la molécule marquée dans la zone d’intérêt du corps.
1.2. Traceurs de médecine nucléaire
Le traceur est composé d’un vecteur (molécule, complexe…) et d’un marqueur (radionucléide). Dans certains cas, on n’utilise pas de vecteurs: c’est le cas pour l’I-123 (imagerie de la thyroïde) et le Tl-201 (analogue K, imagerie cardiaque). Pour visualiser le métabolisme osseux, on utilise comme vecteur des phosphonates qui vont être marqués au Tc-99m. Un des traceurs les plus connus pour l’imagerie PET est le FDG (fluoro-desoxyglucose), molécule de glucose marquée au F-18 qui va servir à visualiser le métabolisme du glucose.
1.3. Marquage du traceur
L’isotope permet la détection, son incorporation dans un traceur permet la spécificité de la mesure. Différents types de réactions chimiques permettent d’introduire l’isotope radioactif dans le traceur; pour faciliter l’utilisation en médecine nucléaire, des “kits” de marquages sont développés. Il existe différentes méthodes qui permettent la liaison du marqueur au vecteur:
• Echange isotopique: formation d’une liaison covalente, c’est le cas des halogènes (I-123)
• Réaction avec ligand / complexation: c’est le cas des métaux de transition (Tc-99m, In-111). Un complexe est une association entre un métal cationique et un ligand anionique.
• Marquage de produits sanguins: marquage autologue des hématies
1.4. Propriétés idéales du marqueur
Le marqueur idéal en médecine nucléaire est un émetteur γ pur (pas de particules α et β émises) qui a une énergie adaptée à la détection (150-300 keV), qui possède une période courte et qui a une pureté radionucléidique élevée (pas d’autres isotopes en présence). Un des isotopes qui présente toutes ces caractéristiques est le Tc-99m (émetteur γ de 140keV à 99%, t1/2 = 6h); c’est lui qui a fait le succès de la médecine nucléaire. Il représente plus de 90% des procédures diagnostiques effectuées.
1.5. Techniques de détection
Il existe trois procédures permettant la détection du rayonnement γ , ce qui a pour objectif la localisation de l’émission, voire la quantification en activité:
• Imagerie planaire monophotonique: scintigraphie (caméra de Anger ou γ -caméra; permet d'obtenir une image de type "radiographie conventionnelle")
• Tomographie monophotonique (SPECT: Single Photon Emission Computed Tomography): rotation de la caméra autour du patient
• Tomographie par émission de positons (PET): détection en coïncidence de deux photons γ de 511 keV.
2. Aspects technologiques
2.1. Production des radioéléments
Il y a quatre modes de production des radionucléides:
• L’activation par neutrons (ex: I-131). Ce procédé a lieu dans les centrales nucléaires.
• Extraction de produits de fission (ex: I-131, Xe-133). Ces radioisotopes sont extraits des déchets des centrales.
• Radionucléides produits par des accélérateurs (cyclotrons) de particules chargées (ex : F-18 (PET), I-123 (scintigraphie SPECT), Tl-201, In-111)
• Générateurs (ex : Tc-99m à partir de Mo-99). Le molybdène vient lui-même des centrales nucléaires, où il est un produit de fission.
2.2. Radioéléments les plus importants
• Isotopes pour l’imagerie monophotonique:
Tc-99m: période = 6.03 h; énergie des rayons = 140 keV; produit dans un générateur
I-123: période = 13.0 h; énergie des rayons = 159 keV; produit dans un cyclotron
Tl-201: période = 3.05 j; énergie des rayons = 60-80 keV (rayons X); produit dans un cyclotron
In-111: période = 2.81 j; énergie des rayons = 172 et 247 keV; produit dans un cyclotron
• Isotopes pour l’imagerie PET
F-18: période = 110 mn; production à partir d'O-18 dans un cyclotron
C-11: période = 20.3 mn; production à partir de N-14 dans un cyclotron
O-15: période = 2.07 mn; production à partir de N-14 dans un cyclotron
N-13: période = 10 mn; production à partir d'O-16 dans un cyclotron
2.3. Principe de la caméra de Anger
Une caméra de Anger est constituée de:
- collimateur: grille qui permet de sélectionner les photons selon leur angle par rapport au détecteur.
- cristal NaI (Tl): convertit les photons γ en photons lumineux.
- photocathode: convertit la lumière visible en électrons.
- PMT (photomultiplier tube: photomultiplicateur): amplifie le nombre des électrons, par l’intermédiaire d’une suite de dynodes.
C’est à la sortie des ces PMT que le signal est récolté. La position des photons γ incidents qui ont été détectés est calculée en définissant le barycentre de la zone illuminée. La somme des signaux permet en outre de faire une discrimination des photons incidents: tous les photons atténués qui ont gardé leur orientation sont supprimés, ce qui permet de mieux visualiser le lieu de production des rayons.
La présence du collimateur est indispensable pour produire l'image: il réduit en outre une bonne partie du rayonnement diffusé.
La résolution spatiale des images de scintigraphie n'est pas bonne: les pixels ont une taille de l'ordre de 7 mm. Ceci est dû à la présence du collimateur et au phénomène de diffusion de la lumière dans le cristal. Un compromis entre efficacité de détection et résolution spatiale doit toujours être trouvé.
2.4. Principe de l’acquisition SPECT
L’acquisition SPECT est basée sur le même principe, mis à part que cette fois la caméra tourne autour du patient. L’acquisition des profils d’émission se fait donc sous plusieurs incidences angulaires. Cette pratique permet de ne pas perdre l’information de la profondeur tel que c’était le cas en scintigraphie planaire. De la même manière qu’en CT, les données des projections sont arrangées sous forme de sinogrammes et les images sont reconstruites par rétroprojection filtrée. Le bruit est important, et la durée de prise de vue doit être élevée pour le compenser. Malgré cela, la résolution est très faible (de l'ordre du centimètre).
2.5. Fonctionnement de la caméra PET
Le principe de la tomographie par émission de positons est différent. Les isotopes qui marquent les molécules sont cette fois des émetteurs de positons, principalement le F-18. Ce dernier, après un faible parcours dans la matière (1 mm), va s’annihiler avec un électron du milieu pour produire deux photons γ de 511 keV émis à 180° l’un de l’autre. Le principe de la PET repose sur la détection en coïncidence de ces deux photons. Des couronnes de détecteurs (cristaux NaI, BGO ou LSO) sont disposées autour du patient et enregistrent tous les événements. Le traceur le plus couramment utilisé en PET est le FDG, analogue du glucose qui va permettre de mettre en évidence le métabolisme du glucose, et plus précisément son hyperactivité, caractéristique des cellules cancéreuses. De part la nature des isotopes utilisés (fluor, azote, carbone, oxygène), l’imagerie PET est plus proche des métabolismes de base. D’autre part, les images obtenues en PET ont une meilleure résolution spatiale que les images obtenues en SPECT (qualité d’image péjorée par le collimateur). Les pixels ont une taille d'environ 5 mm.
2.6. Imagerie PET/CT permettent de fusionner l’information fonctionnelle des images obtenues en PET avec l’information anatomique apportée par le CT. De plus, l’image CT apportant une cartographie des coefficients d’atténuation des tissus va servir à corriger en atténuation et diffusion les images PET, phénomène qui contribue à une moindre qualité d’image et qui constituent un obstacle à la quantification.
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MessageSujet: Re: Notes de cours   Lun 3 Avr à 21:56

L. Risques radiologiques et applications médicales
1. Rappels de radioprotection
1.1. Principes de radioprotection
• Justification: Selon le principe de justification, toute activité faisant intervenir un risque radiologique doit être justifiée, c’est-à-dire qu’il faut que le bénéfice net que la société en retire soit positif. En médecine, l’individu doit tirer un bénéfice de l’exposition (sauf pour les examens de dépistage où l’on considère une population plutôt qu’un individu).
• Optimisation: L'optimisation veut que la pratique la moins irradiante soit retenue pour un bénéfice escompté. Elle impose le choix de la technique la plus adéquate, le choix du système le plus sensible et implique la responsabilité du médecin.
• Limitation des doses: L’irradiation des personnes à des fins médicales n'impose pas de limite de dose.
1.2. Notions de dose
• Kerma dans l'air: Le kerma dans l'air est la quantité d'énergie déposée par les radiations ionisantes dans une unité de masse d'air. Son unité est le Gray: 1 Gy = 1 J/kg. C’est la grandeur de base de l’estimation de la dose.
• Dose équivalente à un tissu T: Les effets biologiques des radiations dépendent de la nature des radiations. La notion de dose équivalente à un organe ou tissu T est obtenue en multipliant la dose déposée sur l’organe ou tissu T, due au rayonnement R, par un facteur de pondération pour ce rayonnement. Pour les rayons X ou gamma, ce facteur de pondération vaut 1; pour les autres rayons, sa valeur est comprise entre 2 et 50.
• Dose effective ou efficace: La dose effective est la somme pondérée des doses équivalentes aux organes et tissus T irradiés.
1.3. Contrôles des effets déterministes
Suite à une exposition aux radiations à une dose relativement élevée on observe une perte de fonctionnalité de l’organe exposé. C’est un phénomène déterministe qui apparaît dès un seuil de dose propre à chaque organe. Plus la dose est élevée plus la gravité de l’effet est élevé. On a fixé le seuil d’apparition des effets déterministe à 0,5 Gy. Les effets déterministes apparaissent peu de temps après l’irradiation: le temps écoulé correspond à la durée de vie des cellules différenciées du tissu, continuant à assurer la fonction. Ce n’est que lorsque ces cellules disparaissent et ne sont pas remplacées, faute de cellules souches en nombre suffisant, que les effets se manifestent. Le seul risque déterministe en radiologie concerne l'irradiation de la peau et du cristallin. Pour que cet effet n’apparaisse pas chez les travailleurs, on a adopté des limites spécifiques à quelques organes (cristallin, extrémités). Ce type de limites n'existe pas pour le patient.
1.4. Contrôle des effets stochastiques
Les principaux effets stochastiques (effets qui peuvent advenir à n'importe quelle dose) sont:
- l'induction de cancer chez l'individu irradié (effet somatique)
- l'induction de malformations dans sa descendance (effet génétique).
Dans le cas des effets stochastiques, ce n'est pas la sévérité de l'effet qui varie avec la dose, mais sa probabilité d'occurrence.
Pour limiter cet effet chez les travailleurs on a adopté une limite de dose effective de 20 mSv/an. Ceci correspond à un taux de mortalité de 1/1000 praticiens par année. Il n'y a pas de limite de dose pour le patient lors de l'usage médical des rayonnements ionisants.
1.5. Niveau de référence diagnostique
Un histogramme est constitué, en relevant la dose reçue pour un type d'examen. Le NDR (niveau de référence diagnostique) est la dose au-dessous de laquelle 75 % des examens ont eu lieu. Il n'y a pas de sanctions pour les valeurs qui dépassent ces doses; elles servent d'indication et les dépasser doit être motivé (justification).

2. Risque encouru par le patient
2.1. Méthode de détermination du risque
La détermination du risque se fait en deux étapes:
1) Détermination d'un indice de dose propre à chaque technique radiologique (Id): indice dosimétrique propre à la technique
2) Multiplication de cette grandeur par un facteur de conversion générique (Eid) pour obtenir la dose effective: facteur de pondération.
E = Id • Eid [mSv]
2.2. Risque en radiographie
Déterminé par la dose à la surface à l'entrée du faisceau de rayons X dans le patient. On spécifie l'angle d'incidence des rayons (P: postérieur; A: antérieur). La dose E varie de 0.002 mSv pour le genou, à 1.82 mSv pour l'abdomen. Le risque est compris entre 10p-6 et 10p-4.
2.3. Risque en fluoroscopie
Déterminé par le produit dose surface (PDS). Les dose à l’entrée peuvent être très importantes en radiologique interventionnelle (apparition d’effets déterministes: brûlures à la peau).
Les doses reçues varient de 6 mSv pour l'angiographie cérébrale à 70 mSv pour l'artériographie abdominale sélective. Le risque, sans compter les effets déterministes, est de 10p-4 à 10p-3.
2.4. Risque en tomodensitométrie
Il peut être estimé à partir du produit dose longueur (PDL): le résultat du produit de la dose moyenne
délivrée dans une coupe multipliée par la longueur de la zone explorée.
Les doses reçues varient de 2.4 mSv pour le crâne (on effectue souvent l'examen deux fois, avec et sans le produit de contraste) à 20 mSv pour les examens du foie et du pancréas.
Le risque atteint au maximum 10p-3.
2.5. Risque en mammographie
Déterminé par la dose glandulaire moyenne (DGM): eid = 0.05 mSv/mGy. La DGM dépend de l'épaisseur du sein. Une valeur de 2 mGy est standard.
Le risque est donc de 2 x 10p-5
2.6. Risque en médecine nucléaire
Dépend du facteur eA, fonction des caractéristiques du radioélément, de son métabolisme fixation et de son élimination).
Les poumons reçoivent une dose très faible, 0.14 mSv, tandis qu'une PET du cerveau délivre 8 mSv. Le risque est donc au maximum de 10p-3.
2.7. Risque en radiothérapie
Les doses à la tumeur peuvent aller de 20 à 70 Gy. L'irradiation des tissus adjacents est de l'ordre de quelques Gy. Des complications graves surviennent dans environ 1% des cas. Le risque d'induction d'un nouveau cancer par le traitement varie de 1 ‰ à 1 %.

3. Protection du personnel en radiologie
3.1. Protection du personnel en radiodiagnostic
Doses effectives pour le personnel: 2 – 3 mSv/an
Surveillance dosimétrique: dosimètre badge au thorax et 2 dosimètres en fluoroscopie (sur et sous tablier) pour le personnel qui effectue de nombreuses procédures longues et complexes. L'irradiation du personnel se fait par le rayonnement diffusé. Les protections les plus courantes sont les tabliers en plomb, les lunettes de plomb et le protège-thyroïde.
3.2. Protection du personnel en médecine nucléaire
Doses effectives pour le personnel: 2 – 3 mSv/an
Surveillance dosimétrique: irradiation externe (dosimètre et bague) et incorporation (mesure devant un détecteur de radiocativité).
L'irradiation du personnel peut se faire par irradiation externe lors de l'injection (utilisation d’un protège-seringue plombé) ou par le patient, ou encore par incorporation, par inhalation ou ingestion. C'est pourquoi l'usage de gants et d'un protocole défini est obligatoire.
3.3. Protection en radiothérapie
Doses effectives pour le personnel: ∼ 0 mSv/an
Les risques majeurs sont la présence dans la salle de radiothérapie en présence du patient et le déblocage de la source de brachythérapie qui sont introduites pendant une durée très limitée dans les cavités naturelles du patient.

4. Risques liés aux radiations non ionisantes
4.1. Ultrasonographie
• Effet thermique: Elévation de la température (indice TI: thermique). Effet sans seuil. Dommages mineurs des poumons et de l'intestin du foetus déjà à partir d’un indice relativement faible.
• Effet de cavitation: Risque de cavitation (indice MI: mécanique). MI> 0.7: risque de cavitation (devient plus important avec l’utilisation des produits de contraste).
• Autres effets mécaniques: Effets aux interfaces.
4.2. IRM
• Champ magnétique statique: Effet projectile sur les matériaux ferreux (clips), création de lésions (présence de limaille au niveau des yeux).
• Champ de radiofréquence: Echauffement du tissu, avec un taux d'absorption spécifique (SAR: Specific Absorption Rate). Limites permettant d’éviter un échauffement local supérieur à 1°C.
• Gradients de champ magnétique: Bruit de 100 à 140 Db, stimulation nerveuse, magnétophosphènes (sensations lumineuses au niveau des yeux).
• Quench de l'aimant: Libération massive d'hélium. L'oxygène devient alors rare dans la salle.
• Les pacemakers sont sensibles au champ magnétique.
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