Soutenance mémoire
Imageries aux rayons X, spectroscopique, nucléaire et ultrasonore
Radiologie et scanner
Découverts en 1895 par W.C. Röntgen (prix Nobel en 1901), les rayons X sont des rayonnements électromagnétiques haute fréquence dont la longueur d’onde est comprise entre 0.1 et 100 Å. L’énergie associée à ces rayonnements varie ainsi de quelques eV à plusieurs MeV. Après quelques expériences sur la capacité de ces rayonnements à traverser la matière sans être absorbés, Röntgen réalisa la première radiographie connue sur la main de son épouse. Cette nouvelle classe de rayons a trouvé très rapidement des applications en imagerie.
Le principe de la radiographie est basé sur l’absorption différentielle des rayons X selon les tissus. Les tissus peu denses comme les poumons absorbent peu les RX, tandis que les tissus denses, par exemple les os, les absorbent. Les RX ayant traversé le patient sont alors détectés soit sur une plaque photographique soit directement de façon numérique grâce à un détecteur RX couplé à un ordinateur. Les zones ayant fortement absorbé les RX apparaissent alors en blanc tandis qu’une zone noire traduit une faible absorption . Grâce à l’amélioration progressive de la précision des images ainsi que la diminution de la dose de rayons X nécessaire à l’acquisition des données, il s’agit d’une technique incontournable en clinique. La tomographie axiale calculée ou imagerie CT (Computed Tomography) correspond à une évolution de la radiographie. Le principe du scanner réside dans l’obtention d’un ensemble de projections (correspondant à une radiographie simple) avec une rotation du tube à rayons X autour du patient. L’ensemble de ces vues permettent ensuite par le calcul d’obtenir une reconstruction tridimensionnelle. Le premier scanner à rayons X a été développé par G.N. Hounsfield (prix Nobel 1979) en 1972.
Les applications de la radiographie sont principalement osseuses, pulmonaires et sénologiques (mammographie). Pour le scanner, les applications les plus courantes sont des examens abdominales et cérébrales. Des produits de contraste à base d’iode sont utilisés pour les études vasculaires.
Imagerie par Résonance Magnétique (IRM)
L’Imagerie par Résonance Magnétique est basée sur le phénomène de Résonance Magnétique Nucléaire (RMN). Cette technique permet de sonder les propriétés d’une molécule et de son environnement chimique via l’interaction d’un champ magnétique avec les moments magnétiques nucléaires de certains atomes. E.M Purcell et F. Bloch furent les premiers à mettre en évidence ce phénomène en 1946, ce qui leur valuent de recevoir un prix Nobel en 1952.
Le noyaux de certains atomes possèdent un nombre impair de nucléons (protons et neutrons) comme par exemple 1H, 13C, 15N, 29Si, 35P . . . . Ces noyaux possèdent alors un moment magnétique non nul caractérisé par une grandeur quantique, le spin nucléaire, détectable en RMN. En IRM, le spin le plus étudié est celui du proton, l’eau étant le constituant principal du corps humain. Grâce à l’application d’un champ magnétique continu B0,le moment magnétique nucléaire s’aligne soit dans le sens du champ (spin +1/2) soit dans le sens opposé (spin −1/2). Un moment magnétique macroscopique lié à ensemble de spins se crée alors grâce au peuplement légèrement plus important de l’état le plus stable (spin +1/2). L’IRM, tout comme la RMN, étudie l’évolution de l’aimantation macroscopique lors de son retour à l’équilibre (alignement selon B0) après une perturbation externe. La perturbation est provoquée par une bobine alimentée en courant haute fréquence créant un champ auxiliaire perpendiculaire au champ B0. En jouant sur la durée et l’amplitude de l’impulsion radiofréquence, il est possible de faire basculer l’aimantation selon un axe faisant un angle quelconque avec B0. Une fois l’impulsion réalisée, le système revient spontanément à l’équilibre par un phénomène de relaxation caractérisé par plusieurs temps : le temps T1, T2 et T∗2.
Le temps T1 correspond à la relaxation longitudinale. C’est le temps pour lequel 63% du signal original est retrouvé. Le temps T2 correspond à la perte du signal transversal. Cette perte est due à la fois à la relaxation du signal et aux inhomogénéités du champ dues aux spins voisins. Comme le champ magnétique vu par chaque spin n’est pas homogène et que les spins précessent proportionnellement à leur champ local, un déphasage des spins est observée. Ce déphasage diminue ainsi l’aimantation transversale plus rapidement que le retour réel à l’équilibre du moment magnétique macroscopique. Le temps T∗2 tient compte quant à lui des inhomogénéités du champ B0 et des variations locales de susceptibilité magnétique dans l’échantillon. Le passage de la RMN à l’IRM nécessite de pouvoir localiser tridimensionnellement le signal. Cette localisation n’est pas possible directement par analyse des signaux radiofréquences. Il est nécessaire de réaliser un encodage spatial des spins par l’application d’un champ magnétique à gradient linéaire. La fréquence de résonance des spins dépendra alors de leur position dans ce gradient. L’image est ensuite classiquement reconstruite en appliquant une transformée de Fourier.
Imagerie nucléaire
Scintigraphie et tomographie par émission mono-photonique (SPECT)
La scintigraphie et la tomographie par émission mono-photonique (SPECT) utilise des isotopes émetteurs de rayonnements γ comme le 99mTc, 111In,123I ou 131I. La détection se fait à l’aide de caméras appelées γ-caméras qui sont composées :
– d’un collimateur servant à améliorer la résolution spatiale de l’image,
– d’un scintillateur capable de transformer les photons γ en photons visibles,
– d’un photomultiplicateur permettant la transformation des photons visibles en électrons par effet photoélectrique. Le signal est alors recueilli et transféré à l’électronique du système. Avant détection, ces rayonnements sont légèrement absorbés par les tissus, le coefficient d’absorption variant de 0,05 cm−1 à 0,5 cm−1 selon les tissus traversés et l’isotope utilisé. Par effet Compton, un phénomène de diffusion des photons γ est également observé au niveau du patient et du détecteur, ce qui provoque une augmentation du bruit de fond. Il existe de nombreux marqueurs utilisés en scintigraphie. On pourra citer sans être exhaustif l’utilisation d’iode 123 pour un examen de la thyroïde, des biphosphonates marqués au technétium en scintigraphie osseuse, l’albumine ou les globules rouges marqués juste avant injection intraveineuse ou encore des ligands marqués pour la détection de zones particulières comme des tumeurs.
Tomographie par émission de positons (PET)
La technique PET enregistre des rayonnements plus énergétiques que ceux utilisés en SPECT. Certains noyaux émettent en se désintégrant des électrons chargés positivement appelés positons. Ces positons perdent leur énergie cinétique sur une distance relativement importante avant de se recombiner avec un électron. De cette réaction qui aboutit à la disparition de la paire positon-électron sont produits deux photons γ d’énergie 511 keV, émis de façon synchrone dans des directions opposées. Une couronne de détecteur entourant le patient permet de détecter ces photons γ . Une reconstruction informatique complexe et coûteuse en ressource informatique permet de visualiser la distribution tridimensionnelle du traceur. Il est à noter que l’émission des photons γ ne se produisant pas exactement à l’endroit où se trouve l’isotope émetteur de positon, il en résulte une imprécision inhérente à la technique PET sur la détermination de la position spatiale du traceur qui ne peut être corrigée .
Certaines molécules biologiques peuvent être marquées à l’aide d’un isotope émetteur de positon comme le 11C, le 13N, le 15O ou le 18F. L’utilisation du PET est variée. Une des applications courantes est la détection de tumeur par un marquage au glucoce 18F-FDG. Contrairement à son analogue naturel,le 2-déoxyglucose, il ne peut suivre la même voie métabolique et ainsi s’accumule dans les cellules. Les organes consommant les plus de glucose, comme le cerveau, le coeur ou une tumeur, sont ainsi mis en évidence. La sensibilité de cette technique est excellente et permet ainsi de détecter de 10⁵ à 10⁶ cellules cancéreuses (correspondant à une tumeur de quelques mm [4].
Échographie
L’échographie et le doppler sont deux techniques d’imagerie couramment utilisées en clinique employant des ultrasons. Les ultrasons des ondes élastiques à la différence des ondes électromagnétiques. L’élément de base de l’échographie est un matériau piézoélectrique qui a la propriété de transformer l’énergie électrique en énergie mécanique. Situé dans une sonde, elle génère des ultrasons grâce à des impulsions électriques (fonctionnement en émission) et inversement génère des signaux électriques grâce à des vibrations mécaniques (fonctionnement en réception). L’échographie utilise les variations de la vitesse de propagation des ondes acoustiques à travers les différents tissus. Associé à l’échographie, le Doppler utilise quant à lui la différence entre la fréquence de l’onde acoustique émise et celle de l’onde réfléchie lorsque la cible est en mouvement. Les fréquences des ultrasons varient de 2 à 14 MHz selon l’application et la profondeur des tissus à imager. L’atténuation des ultrasons dépend des milieux traversés, mais aussi des caractéristiques de l’onde ultrasonore, et en particulier de la fréquence des ultrasons. Une augmentation de la fréquence des ultrasons permet une amélioration de la résolution spatiale avec toutefois une atténuation du signal plus importante limitant la profondeur des tissus observables lors de l’examen. Les échos du signal (qui correspondent à des réflexions de l’onde dans les tissus) sont captés par cette même céramique, qui joue alors le rôle de récepteur : on parle alors de transducteur ultrasonore. L’image ultrasonore est reconstituée à partir des informations recueillies par la sonde et transmises à l’appareil. Les informations sont traitées pour déterminer la position et l’intensité de l’écho, et représenter l’image (ou le signal) à interpréter par l’opérateur. Les applications de l’échographie sont principalement les examens obstétriques, cardiologiques, et vasculaires. Les agents de contraste réhaussant le signal échographique sont des microbulles de type coquille/gaz où le gaz peut être de l’air ou des gaz fluorés.
|
Table des matières
Introduction
I Luminescence persistante: vers un nouvel outil en imagerie optique
1 Présentation de différentes techniques d’imagerie
1.1 Imageries aux rayons X, spectroscopique, nucléaire et ultrasonore
1.1.1 Radiologie et scanner
1.1.2 Imagerie par Résonance Magnétique (IRM)
1.1.3 Imagerie nucléaire
1.1.4 Échographie
1.2 Imagerie optique
1.2.1 Mécanisme de luminescence mis en jeu
1.2.2 Utilisation des sondes optiques en imagerie
1.2.3 Instrumentation et acquisition des données en imagerie optique
1.3 Contraintes en imagerie optique
1.3.1 Contraintes liées aux sondes optiques
1.3.2 Contraintes liées aux milieux biologiques
1.4 Récapitulatif sur les techniques d’imagerie
2 Luminescence persistante et nanoparticules
2.1 Matériaux à luminescence persistante
2.1.1 Matériaux à luminescence persistante et applications
2.1.2 Mécanismes de la luminescence persistante
2.2 Silicates et luminescence persistante
2.2.1 Exemple de silicate à luminescence persistante
2.2.2 Polymorphisme de l’enstatite (MgSiO3)
2.3 Colloïdes et procédé sol-gel
2.3.1 Caractérisation de colloïdes
2.3.2 Procédé Sol-Gel
II Synthèse et détection in vivo de nanoparticules à luminescence persistante
3 Composés à luminescence persistante synthétisés
3.1 Synthèse des matériaux et caractérisations
3.1.1 Synthèses des matériaux
3.1.2 Caractérisations de la luminescence
3.2 Composés à luminescence persistante rouge/infrarouge
3.2.1 MgSiO3
3.2.2 ZnMgSi2O6
3.2.3 Ca0,2Zn0,9Mg0,9Si2O6
4 Détection in vivo de particules non modifiées
4.1 Injections locales
4.1.1 Injection sous-cutanée
4.1.2 Injection intramusculaire
4.2 Injection par voie intraveineuse
4.2.1 Biodistribution des particules non modifiées
4.2.2 Effet de la taille sur la biodistribution des particules
4.3 Expériences sur des animaux de taille plus importante
III Fonctionnalisation et applications biologiques
5 Modification de la surface des nanoparticules
5.1 Stratégie de fonctionnalisation et méthodes
5.1.1 Fonctionnalisation
5.1.2 Exemples de fonctionnalisation
5.2 Couplage de molécules à la surface des nanoparticules
5.3 Greffage de fluorophores en surface
Conclusion
Télécharger le rapport complet
