L’imagerie nucléaire : une spécificité de l’imagerie médicale
Le terme d’imagerie médicale est utilisé pour désigner la technique qui permet aux médecins d’examiner l’intérieur du corps d’un patient de manière non invasive, c’est-à-dire sans l’opérer. Elle est aussi bien utilisée à des fins cliniques, pour par exemple effectuer un diagnostic ou un examen d’une pathologie sur un patient, que dans le cadre de la recherche pour étudier l’anatomie et la physiologie des être vivants. L’imagerie médicale est un domaine qui fait appel à plusieurs disciplines scientifiques différentes telles que la biologie, la chimie, la physique, les mathématiques, l’informatique en ce qui concerne le processus de création d’images et les neurosciences, la cardiologie, la psychiatrie et l’oncologie pour l’interprétation de ces images.
Un large panel de signaux physiques est utilisé en imagerie médicale pour obtenir une image du patient. Parmi les plus utilisés en routine clinique, on trouve les rayons X, les ultrasons, les champs magnétiques, les ondes électromagnétiques et les rayonnements ionisants. Chacun de ces signaux est associé à une technique d’imagerie particulière qui peut être classée dans un type d’imagerie bien spécifique : l’imagerie anatomique ou l’imagerie fonctionnelle.
L’imagerie anatomique
Ce type d’imagerie, aussi appelée imagerie morphologique, a pour but de mettre en évidence les structures internes, et donc anatomiques, du patient et ainsi détecter certaines anomalies. Parmi les exemples les plus connus, on trouve la radiographie à rayons X, utilisée pour détecter les fractures osseuses, ou l’échographie, qui permet de contrôler le développement du fœtus chez la femme enceinte.
La Tomodensitométrie à rayons X
L’ancêtre de la tomodensitométrie à rayons X, plus connue sous le nom de scanner X (CT pour Computed Tomography en anglais), est la radiographie traditionnelle. Cette dernière a vu le jour au début du vingtième siècle suite à la découverte des rayons X par Wilhelm Röntgen, en 1895, qui lui vallut par ailleurs le prix Nobel de physique six années plus tard. Le principe physique de l’imagerie X est basé sur le fait que le coefficient d’absorption des photons X est dépendant du milieu traversé, c’est-à-dire que la quantité de rayons X pouvant traverser un milieu est liée aux caractéristiques physiques de ce dernier, et plus exactement à son numéro atomique effectif et à sa densité (d’ou le terme densitométrie). A épaisseur égale, plus le milieu traversé est dense, plus la probabilité que le photon soit absorbé est importante : les os sont ainsi plus opaques que la chair aux rayons X puisque leur densité est plus élevée. En pratique, ce type d’examen est réalisé en plaçant le patient entre le générateur de photons X et le détecteur : c’est donc de l’imagerie par transmission. Dans le cas d’une radiographie classique, le couple émetteur/détecteur est statique et on obtient alors la projection sur un plan du volume que l’on souhaite imager. L’ensemble des structures traversées par les photons contribue à l’image, il est alors difficile de visionner des tissus mous, tels une tumeur ou des vaisseaux sanguins, noyés dans la superposition de ces structures. Il faudra attendre 1972 et l’invention du scanner pour palier ce problème de superposition des informations à l’image en passant d’une radiographie planaire, c’est-à-dire en deux dimensions, à une imagerie tomographique offrant une vue tridimensionnelle des structures à imager.
Le scanner X, tel qu’on le connaît aujourd’hui, a été pour la première fois présenté par Godfrey Newbold Hounsfield. L’idée ayant été soumise en même temps par Allan McLeod Cormack, ils partagent le prix Nobel de Médecine en 1979 pour cete découverte. Le principe de ce tomodensitomètre à rayons X (l’autre nom du scanner X) consistait à l’origine en une rotation du couple émetteur/détecteur autour du patient de manière à réaliser ainsi un nombre élevé de profils d’atténuation à des angles différents [18] . Les nouvelles générations de scanner poursuivent le même objectif mais s’orientent vers une géométrie constituée de plusieurs couronnes de detecteurs fixes, le tube émetteur de rayons X tournant alors autour du patient. Un traitement informatique de tous ces profils à l’aide d’algorithmes appropriés permet ensuite de reconstruire l’image d’une coupe axiale du patient (du grec tomo : tranche).
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Table des matières
Introduction
1 L’imagerie nucléaire : une spécificité de l’imagerie médicale
1.1 Introduction
1.2 L’imagerie anatomique
1.2.1 La Tomodensitométrie à rayons X
1.2.2 L’imagerie ultrasonore
1.2.3 L’imagerie par résonance magnétique
1.3 L’imagerie fonctionnelle
1.3.1 L’imagerie par résonance magnétique fonctionnelle
1.3.2 L’imagerie nucléaire
1.4 Les principes de l’imagerie nucléaire fonctionnelle
1.4.1 Les radiotraceurs
1.4.2 La détection des photons gamma avec la gamma-caméra
1.4.3 La reconstruction de l’image
1.5 La Tomographie à Émission Mono-Photonique (TEMP)
1.5.1 Les radiotraceurs émetteurs de photons gamma
1.5.2 Le principe de la TEMP
1.5.3 Applications et performances
1.6 Conclusion
2 La Tomographie à Émission de Positrons
2.1 Introduction
2.2 Les radiotraceurs utilisés en TEP
2.2.1 Les principaux radiotraceurs et leurs applications
2.2.2 La production des émetteurs β+
2.2.3 La physique associée aux émetteurs de positrons
2.3 De la détection des gamma à la formation d’une image
2.3.1 L’interaction des gamma avec la matière
2.3.2 Les détecteurs utilisés en TEP
2.3.3 La formation des coïncidences
2.3.4 Les algorithmes de reconstruction tomographique
2.4 Les principales caractéristiques techniques d’une caméra TEP
2.4.1 La résolution spatiale
2.4.2 La sensibilité et le NEC
2.4.3 La résolution temporelle
2.4.4 Le SNR
2.5 Conclusion
3 Un télescope Compton au xénon liquide adapté à l’imagerie médicale
3.1 Introduction
3.2 Les propriétés physiques du xénon liquide et ses applications
3.3 L’interaction des rayonnements ionisants dans le xénon liquide
3.3.1 L’excitation
3.3.2 L’ionisation
3.3.3 Les temps de décroissance
3.4 L’influence du champ électrique sur les signaux produits
3.4.1 Modification du rendement et des temps de décroissance
3.4.2 La diffusion des charges
3.4.3 La résolution en énergie
3.5 La cellule élémentaire : une TPC au xénon liquide
3.5.1 La géométrie de la cellule de détection
3.5.2 La détection des signaux
3.5.3 Le taux d’occupation d’une cellule
3.6 La détection des charges avec un MICROMEGAS
3.6.1 Principe de fonctionnement de Micromégas en phase gazeuse
3.6.2 La lecture du signal
3.6.3 Dans le xénon liquide
3.7 Le fonctionnement d’un télescope Compton
3.8 Description du prototype expérimental
3.8.1 La procédure de liquéfaction
3.8.2 Circulation et purification du xénon
3.8.3 La récupération du xénon
3.8.4 Mesures de sécurité
3.9 Conclusion
4 Simulation du prototype expérimental
Conclusion
