L'objet de ce brevet est une nouvelle technique permettant d'obtenir une image tridimensionnelle de certaines grandeurs physiques, et plus particu librement de la densité, l'intérieur d'un objet quelconque. Cette technique utilise un faisceau de photons energetiques, Ey 1.022 MeV, pour créer des paires positron-electron à l'intérieur de 11 objet å étudier. Les positrons perdent leur énergie et s'annihilent å l'arrêt. Les deux photons d'annihilation sont finis et peuvent être détectés en coincidence.La nouvelle procédure que nous proposons permet la reconstruction dans l'espace du point d'nission des photons à partir des coordonnées de détection En connaissant le parcours des positrons à l'intérieur du corps, on peut obtenir une image tridimensionnelle d'une section efficace pour la création de paires. Cela donne une information sur la composition chimique et la densité à l'intérieur du corps. Dans notre exposé, nous nous placerons plus particulièrement dans la perspective de l'utilisation médicale de cette technique et nous mettrons en évidence les avantages qu'elle présente par rapport aux techniques existantes. A ltheure actuelle, la médecine n'a à sa disposition que quelques méthodes pour obtenir des informations concernant la localisation et les propriétés physiques des tissus (soit normaux, soit pathologiques). Les méthodes existantes - radiologie par rayon X, radiologie avec éléments radioactifs, absorption d'ultra sons, méthode de thermo-detection - donnent des images bidimensionnelles avec une résolution de quelques millimètres. La technique classique de la médecine nucléaire consiste en l'application d'un radio isotope gamma incorporé à une macromolécule qui est facilement assimilée par l'organisme biologique. Après un certain temps, la luminosité des différents organes devient proportionnelle à leur activité biologique. Eh utilisant un système consistant en un collimateur et, au mildnnm4 pn détecteur, on obtient la carte de distribution de ces éléments radioactifs à l'intérieur du corps.C'est la diffusion des photons R l'intérieur du corps et les fluctuations statistiques du nombre de ceux-ci qui limitent la résolution spatiale du système décrit. atiqunent - les statistiques de photons sont rarement suffisantes, à cause de l'absorption considérable par les collimateurs. Avec les collimateurs actuellement utilisés 2'stenope", "nids d'abeilles") seulement 0.01 t des photons émis sont détectés et l'image est nécessairement bidimensionnelle. Il est presque impossible d'amé- liorer la transmissivité de ces collimateurs, sans perdre en résolution spatiale. Pour éliminer l'influence de 11 effet Compton, on doit utiliser des sources d'énergie plus grande , ou des détecteurs ayant une bonne résolution énergétique. La résolution énergétique des détecteurs couramment utilisés (scintillateur, chambres à gaz) n'est pas suffisante pour éliminer les photons diffusés à l'intérieur du corps. les détecteurs semiconducteurs ont été proposés. Malheureusement, l'utilisation de photons plus énergétiques diminue leur efficacité et la construction des collimateurs à 1 mm de résolution est presque impossible. En conséquence, une énergie de photons de l'ordre de 150 KeV semble être optimale, et les résolutions spatiales des détecteurs semiconducteurs et à Nal (tel) sont comparables. La meilleure résolution spatiale est 2 mm et, pour la plupart des systèmes commercia- lisés, elle est de tordre de 5 mm. Les sources de positrons présentent beaucoup d'avantages en médecine nucléaire, parce que les éléments chimiques les plus importants pour ltorgar.isne CN, C, 0) n'ont pas de radio-isotopes y, mais il existe des radio-isotopes Ei. Les positrons perdent leur énergie et un processus d'annihilation suit le moment de leur thermalisation. Les deux photons d'annihilation sont émis et peuvent être détectés en coincidence. Il est plus facile d'obtenir uce carte de distrituticn des radio-isotopes qu'une carte de distribution de radio-isotope y, ceci pour deux raisons a) l'annihilation de positrons produit deux photons si énergétiques = = 511 XeV) que la diffusion due å l'effet Compton est négligeable. b) Les photons d'annihilation sont émis à 1800 l'un de l'autre; si les deux photons sont détectés en co mcidence, un collimateur n'est pas nécessaire pour déterminer la distribution des radio-isotopes ss+ à l'intérieur du corps. Les caméras à positron qui ont été construites donnent des images bidimensionnelles avec une résolution spatiale de quelques millimètres. Dans la pratique clinique, les caméras à positron ont donné de bons résultats pour les études des poumons. L'utilisation des caméras à positron est limitée à cause du temps de vie trop court des radio-isotopes ss+. Ceux-ci sont produits en utilisant des accélérateurs d'électrons à lthpital même, ce qui fait que l'installation revient plus chère que le système qui utilise les radio-isotopes y. Nous aimerions faire un commentaire sur 11 efficacité et la résolution spatiale des caméras à positrons. Les caméras à positron qui ont été construites, utilisant des scintillateurs Nal Çtl) ou des chambres proportionnelles multifils avec un convertisseur, ne sont pas suffisamment efficaces pour la matérialisation des photons d'annihilation. Heureusement, de nouveaux détecteurs de photons plus appropriés sont en développement : chambres à étincelles chargées de plomb, détecteurs semiconducteurs à éléments de nombre atomique élevé (CdTe, HgI2), colloïdes supraconducteurs surchauffés (Si). La résolution spatiale des caméras à positron n'est pas limitée par la diffusion des photons, mais par la résolution spatiale intrinséque des détecteurs qui est comparable à l'épaisseur de détecteur.Ainsi pour un détecteur dont la densité p d 5 g/cm3, la résolution spatiale ne peut pas être améliorée sans une perte en efficacité de détection. riais les détecteurs SSC (g = 10 g/cm3) permettent une résolution submillimétrique sans perte d'efficacité. Il faut signaler que l'image obtenue par la caméra à positrons est une carte des points d'annihilation des positrons. La plupart des positrons s'annihilent quand ils sont arrêtés. Donc, la résolution spatiale des caméras à positron est comparable au libre parcours moyen des positrons.Les énergies maximales des positrons émis par les radio-isotopes 6+ couramment utilisé C11 , N13 , 015, sont respectivement 0.99 AleV, 1.20 AleV, 1.73 MeV, et la résolution subrnillimétrique est impossible avec ces emetteurs Bf. Récemnent, des résultats très intéressants ont été obtenus par la mesure de l'absorption des faisceaux de photons externes au corps. En radiologie conventionnelle, les rayons X passent au travers du corps et projettent une image des organes sur un détecteur approprié. Dans le cas d'organes ne se trouvant pas tres près de la surface du corps, des rayons gamma doivent être utilisés pour minimaliser la diffusion des photons et permettre une résolution millimétrique. Pour ces photons énergétiques (Ey > 80 KeV) l'opacité est presque indépendante de la composition chimique et est proportionnelle à la densité du milieu. Hélas, pour tous les tissus à l'exception des os, les différences de densité sont trop petites pour que le contraste entre les structures voisines soit suffisant. Pour les différencier, la reconstruction tridimensionnelle des densités est nécessaire. Pour obtenir la reconstruction tridimensionnelle d'un corps ou organe, on enregistre plusieurs photos sous des angles différents. Théoriquement, un objet tridimensionnel ne peut etre reconstruit qu'avec un ensemble infini de projections unidimensionnelles. Pour donner une idée de la complexité de la reconstruction mathématique, prenons le cas de la reconstruction du cerveau humain avec une précision, disons de 2 m. Le cerveau est représenté par un grand cube (20 cm x 20 cm x 20 cm) divisé en 100 x 100 x 100 = 106 petites cellules dites élémentaires. Le temps de calcul nécessaire pour obtenir l'absorption à l'intérieur de toutes les cellules élémentaires est de l'ordre d'une demi-journée, pour un ordinateur moderne. Heureusement, on peut reconstruire le cerveau tranche par tranche et obtenir une image tridimensionnelle en les superposant. Dans le cas où des structures pathologiques sont prélocalisées à l'intérieur d'une tranche, le temps de reconstruction est plus court. Par exemple avec un système comme le scanner EMI on mesure 28800 projections du cerveau ; le système d'équation linéaire, 160 x 180, est ensuite résolu en un temps d'environ 5 minutes. La résolution spatiale du scanner EMI est 3 mu x 3 mu x 1 cm. Bème si le "hardware" était amélioré, pour obtenir une résolution submillin1e-'trique , la reconstruction tridimensionnelle d'une tranche du cerveau de 1 cm d'épaisseur avec une précision d'un millimètre demanderait un temps d calcul de deux heures et demie.De plus, s'il s'agit d'un organe en mouvement (les battements du coeur, la dynamique de la respiration) l'utilisation d'un appareillage du type scanner EMI est extrêmement difficile. Pour conclure les techniques existantes de la Médecine Nucléaire permettent d'obtenir une image des tissus avec résolution spatiale de quelques millimètres, "nais en deux dil.ensions seulcizent. La résolution spatiale dans la troisième dimension ne peut être actuellement inte- rieure à 1 cm. D'autre part, il semble que la reconstruction mathématique de l'image par un appareillage du type scanner EMI demande trop de temps pour permettre une résolution submillimétrique. L'invention met en oeuvre la possibilité de créer un faisceau cylindrique (d'un diamètre inférieur à 1 mm) de photons d'énergie Ey > > 1.022 AleV. Ces photons intéragissent à l'intérieur d'un corps : l'effet Compton, et la création de paires (e+ , e-) sont les processus dominants. A l'intérieur du corps les positrons perdent leur énergie, s'arrêtent et s'annihilent. Si les photons d'annihilation sont détectés avec une bonne sensibilité en position, la reconstruction tridimersionnelle de grandeurs physiques caractérisant le corps devient possible.Le point d'intersection de la droite représentant le faisceau des photons et de la droite définie par les photons d'annihilation est le point de l'annihilation du positron, si la diffusion des photons et le libre parcours moyen des positrons sont négligeables. Si le système de coordonnées est tel que l'axe Z est parallèle au faisceau incident, qui coupe le plan (xy) au point (xo, yo), la position d'annihilation du positron est donnée par (Xa = Xo, Ya = Yo, Za = AXo + B) (1) avec A = (Z2 - Z1) / (X2 - X1) (1b) B = Z2 - X2t A- (tic) ou cxî , Y1 , Z1) et C)C , Y2 s Z2) sont les positions en lesquelles les positions des deux photons d'annihilation. En particulier si Xo = 0 et X2 = -X1 les détecteurs sont placés symmétriquement par rapport au faisceau et on a : (Xa = 0, Ya = Yo, Za = (Z2 - Z1) /2) (1d). En déplaçant le faisceau de photon, on accumule les données pour la table tridimensionnelle N (t, n, r) du nombre des paires créées à l'intérieur d'un cube élémentaire. Ici et par la suite, nous désignerons par "cube élémentaire" l'ensemble de tous les points avec les coordonnées X, Y, Z qui satisferont les conditions #-## # X # # + ##, #-## # y # #+##, #-## # Z La connaissance des sections efficaces de création de paires, c'est-à-dire la connaissance de la table N (g, n, t, donne une information sur la composition chimique et la densité d'un corps. Considérons le cas des tissus biologiques. Est-il possible d'obtenir un bon contraste entre les tissus si on connaît des sections efficaces de création de paires. Pour l'énergie Ey > > > > 2mec2= 1.022 MeV, la section efficace de la création de paires est approximativement donnée par #pair &alpha; # #i fi Zi2 où # est ladensité des tissus et fi est la fraction du poids d'un élément de nombre atomique Z. dans un tissu donné. Les graphes de la probabilité de création de paires a l'intérieur de 0.1 cm de différents tissus sont représentés sur la figure 2a.Si on prend pour unité la section efficace de création de paires dans l'eau, les sections efficaces sont pour les différents tissus : 290 % pour les os, 113 % pour les muscles, 104 % pour le sang, 37 % pour les graisses. Dans le cas des os et des graisses , l'influence des différences de composition chimique est importante CPOS # 1.85 g/cm3, Pgraisses # 0.9 g/cm3. Pour le sang, les muscles et les tissus nerveux les différences de sections efficaces de création de paires sont dues aux différences de densité (#miscles # 1.15 g/cm3, #sang # 1.05 g/cm3). Si on peut charger les tissus avec des éléments de nanbre atomique élevé, on peut améliorer considérablement le contraste. C'est le cas des poumons, qui peuvent être chargés de gaz noble (argon, krypton, xénon) par administration de l'air dans lequel l'azote est remplacée par un tel gaz . Le contraste entre les parties des poumons bloquées et celles qui inhalent normalement est excellent (voir fig. 2b). Le contraste est également très bon pour tous les organes qui peuvent avoir de l'air à proximité. La précision avec laquelle on mesure la section efficace de création de paires est limitée par les fluctuations statistiques. Si on détecte N photons émis par un cube élémentaire donné, on connaît la section efficace avec la précision : hN/N # N-1/2 , par exemple pour obtenir la précision N/N t 5 Oc qui est nécessaire pour différencier les tissus nerveux du sang on doit créer 400 paires à l'intérieur d'un cube élémentaire donné Mais la création de quelques paires seulement suffit à reconnaître si le tissus des poumons dans un cube élémentaire contient un gaz noble ou non, ce qui permet l'étude de la dynamique d'inhalation. Pour créer une paire (e e ) on perdra à l'intérieur d'un corps une énergie étale à ou atout = apaire + compton et X est la fraction d'énergie que les photons perdent quand ils sont diffusés par effet Compton. Pour prendre en considération le fait qu'une part seulement des photons d'annihilation est détectée, on a introduit l'efficacité du système de détection C òmétr ique intrinsèque. Il nous semble qu'avec un détecteur à collolde supraconducteur surchauffé, on peut obtenir # = 0.5. Il est très important de remarquer que l'énergie perdue Ep est fonction de l'énergie des photons E#, parce que a pair aZ2 augmente avec E# mais a compton a Z diminue avec Ey. Pour les tissus biologiques Z # 7 (pour les muscles Z = 7.125) et #compton > > #paire pour jazz E# On doit comparer cette dose d'irradiation avec le cas d'un système classique consistant en une caméra d'Anger et un collimateur au plomb. Pour les tissus qui se trouvent à 5cm de la boite cranienne et un radio-isotope d'énergie Ey # 150 KeV, presque la moitié des photons est diffusée et doit être élminée. Avec une transmission des collimateurs de 10-4, qui représente la performance des collimateurs existants, l'énergie perdue pour un photon detecté est Ep ~ 750 MeV. En opposition- avec la technique classique dans laquelle le radio-isotope est distribué à l'intérieur de tout le corps, avec la nouvelle technique proposée ci-dessus, si le tissu pathologique est pré-localisé, une petite partie seulement est irradiée. Ainsi, pour la même information, la dose d'irradiation est 1 à 2 ordres de grandeur plus grande, quand on utilise les techniques classiques.Pour être plus quantitatif, nous introduisons des indicateurs sur la dose d'irradiation : la dose d'irradiation locale -Di (en unité de Rad) et la dose d'irradiation équivalente à tout le corps -D- c'est à dire la dose d'irradiation pour tout le corps, telle que énergie perdue est égale à l'énergie déposée en étudiant un cylindre du cerveau d'un diamètre de 3 cm.La dose locale d'irradiation -Di- est dépendante de la résolution spatiale #x et de la précision avec laquelle on veut mesurer la densité (#p/#)-#Di &alpha;(#X x #p/p)-. Pour une résolution spatiale d'un millimètre et une précision de mesure de densité de 5 a la dose locale d'irradiation est 0.2 Rad, c'est à dire beaucoup plus petite que la dose permise qui est de l'ordre de 2000 Rad pour le cerveau. La dose d'irradiation équivalente à tout le corps est 3.3 milliroentgens; une fois de plus, une dose très petite. Les valeurs de -Di- et - Deq - sont données dans la table n 1 pour les différentes résolutions spatialeset différentes précisions de mesure de "densité". La résolution spatiale de ce système est limitée par le diamètre du faisceau de photons, la résolution spatiale des détecteurs gamma utilisés et le parcours libre moyen des positrons à l'intérieur des tissus étudiés. Les sources de photons de haute énergie existantes, sont suffisamment puissantes pour permettre la réalisation de collimateurs ayant une ouverture de quelques milliradians, produisant donc des faisceaux de diamètre submillimétrique. Comme nous l'avons dit, les résolutions intrinsèques submillimétriques peuvent être obtenues avec des détecteurs tels que des colloldes supraconducteurs sur chauffés.Ensuite, nous discuterons du comportement des positrons à l'intérieur des tissus étudiés L'énergie cinétique des paires e e est # (Ey - 2Mec2) mais avec une équipartition d'énergie entre positron et electron, l'énergie moyenne des positrons est E* 0.5 x (Ey - 2 c2). Pour Ey = 3 MeV, par exemple1l'énergie cinétique et le libre parcours moyen des positrons sont respectivement 1 V et@ 0,4 cm. Il semble donc que la résolution submillimétrique ne puisse pas setre òbter.ue lorsque les paires sont créées par les photons extérieurs. Cependant, si la distribution des positrons émis par une source radioactive est hamogène dans l'espace, la production des paires par les photons est "en avant" c'est-d-dire pour E# > > 2m ec2, les positrons suivent la direction des photons qui les créent. Si l'on applique un champ magnétique intense parallèle au faisceau, les positrons prennent un mouvement hélicoidal dans la direction du champ (voir fig. 4) et sont ainsi retenus à l'intérieur d'un cylindre de diamètre défini par la direction du photon, son énergie cinétique et l'intensité du champ. En parcourant l'hélice, les positrons perdent de l'énergie et starrêtent. La distance parcourue parallèlement au champ magnétique est définie par la densité du milieu et le diamètre de l'hélice. Les calculs présentés ci-dessus montrent que lorsqu'on utilise des champs intenses, H u 1.0 Tesla, la distance entre le point de création de la paire efe et le point d'annihilation est inférieure à 1 mm. Avec un champ magnétique si intense on doit être sûr que les effets biologiques sont négligeables. Heureusement, une courte exposition de l'organisme humain à ce champ magnétique est permise (voir appendice 1.) On peut supposer sans limiter la généralité, que le faisceau de photons est nionoénergétique .Il est évident quo l'utilisation de photons de plus basse énergie améliore la résolution spatiale, mais en même temps elle favorise l'absorption des photons du faisceau par effet Compton donc la dose d'irradiation devient plus grande. L' 3 52eV doivent être utilisés pour l'étude de tous les tissus et organes à l'exception des poumons chargés de gaz nobles. Dans ce cas les photons avec Ey > 1,5 MXel peuvent être utilisés. Pour les photons de cette énergie, la création de paires a été étudiée maintes fois, théoriquement et expérimentalement. Les théories sont confirmées par l'expérience avec une précision de quelques pourcents. Les énergies considérées sont suffisamment petites pour qu'on puisse négliger l'écrantage des champs de nucleons par les électrons. Cette remarque est d'impor tance primordiale parce qu'elle stipule que toutes les caractéristiques de la dynamique de création des paires e e (le transfert des moments, distribution angulaire, partition d'énergie entre positron et électron) sont les mêmes pour tous les tissus. Donc on peut utiliser ces informations pour optimaliser les performances du système - la précalibration est possible et ne dépend pas des organes étudiés Quand les paires sont créées en champ de nucleon, la plupart de l'énergie est partagée entre l'éloetron et le:positron.Le recul du nucleon peut prendre jusqu'à 20 t de l'énergie du photon, quand celui-ci est de 2 MeV, mais seulement 8 t de l'énergie quand celui-ci est de 5 MeV (voir figure 5). Il est utile d'introduire les trois quantités P - l'énergie totale transmise à la paire e e T - l'énergie cinétique de la paire e e en direction perpendiculaire au photon incident Q = 2 mec2 + T - l'énergie de la paire e e dans le système du centre de masse de cette paire. Nous introduisons aussi les valeurs moyennes de P, T et Q, respectivement P, T et Q. L'énergie totale transmise à la paire augmente presque pioportionnelleent à l'énergie des photons.La distribution en P est très étroite et la presque totalité des événements (95 %) est caractérisée par le transfert d'énergie 0.95 P création de la paire se faisant "en avant" les moments transmis parallèlement au faisceau sont beaucoup plus grands que dans la direction perpendiculaire. Par exemple, Q = 1.3 MeV pour l'énergie des photons Ey = 2 MeV et T/Ey = 0.215 et Q = 1.7 ':ew ru l'c-nerie des photons E = S V et r / Ey = 0.137. La distribution en Q est assymétrique et l'évènement avec Q plus probables (voir fig. 6b). Quand le champ magnétique intense est appliqué parallèlement au faisceau, le positron est retenu à l'intérieur du cylindre de rayon où ar est la vélocité du positron en direction perpendiculaire au champ ss est la velocité totale du positron, mec2 = 511 KeV et H est le champ magnétique en Gauss. Dans le cas de l'équipartition de l'énergie entre électron et positron on a donc le rayon de rotation est dépendant de la distribution de Q. Le rayon de rotation est plus petit pour un faible transfert des moments en direction perpendiculaire au champ, ctest-à-dire pour l'évènement le plus probable (voir fig. 7a-c). La figure 8 présente le rayon de rotation moyen camme fonction de l'énergie des photons Ey pour des champs magnétiques différents. On peut voir, que pour E# # 2 MeV, on obtient la résolution spatiale de t nin avec des champs H % 1.5 Tesla, c'est-à-dire en utilisant des électro-aimants conventionnels (à noyau de fer doux). Pour obtenir la même résolution, en utilisant des photons ayant une énergie de l'ordre de 5 MeV, des champs plus intenses sont nécessaires. Heureusement, des champs H = 5-10 Tesla, sont possibles avec des électro aimants supraconducteurs. Comme nous l'avons dit précédemment, la distribution de Q est indépendante de la nature des tissus à l'intérieur desquels la paire (eue') a été créée.En utilisant toutes les informations sur la distribution de Q, on peut obtenir une résolution spatiale bien meilleure que celle suggérée par le rayon de rotation moyen. La trajectoire d'un positron placé dans un champ magnétique est une hélice - le rayon et le pas de l'hélice diminuent lorsque les positrons perdent leur énergie. On ne doit pas oublier que les pertes d'énergie des positrons sont beaucoup plus grandes dans des tissus denses (les os, les muscles, le sang) qu'à l'intérieur des poumons même s'ils sont remplis de gaz lourds (par exemple Xenon) (voir fig. 9). Dans le premier cas, les positrons ne peuvent accomplir qu'une seule rotation avant d'etre arrêtés. L'intégration ntimerique des équations du mouvement qui prennent en considération le rapport de la perte énergétique à l'énergie et aux propriétés des milieux nous permet de calculer le parcours moyen des positrons dans la direction parallèle au champ. Celui-ci s'avère être plus petit que 1 mm pour les tissus denses (voir fig. 10). Par exemple pour Ey = 2 MeV, le parcours est t 0.2 mm et pour Er = 3 MeV il est 8 1.8 mm. Ce résultat a été obtenu sans prendre en considération l'effet de diffusion multiple. Si on fait cette correction, le parcours moyen diminue de 80 Ó à 50 %.Il est intéressant de noter que le parcours moyen en direction parallèle au champ magnétique est presque indépendant de l'intensité du champ. Dans le cas du poumon, la densité moyenne des tissus est si petite que le positron tourne de nombreuses fois avant d'être arrêté. Le calcul montre que la longueur totale des trajectoires des positrons est 0.5 x N x l S L S Nx l ou N est le nombre de tours et 1 = 2nR1 avec R1 - rayon de rotation du premier tour. Le résultat de l'intégration numérique est présenté sur la fig. 11. Le parcours en direction parallèle au champ magnétique est dans ce cas là fortement dépendant de la valeur du champ et de l'énergie des photons Ey. Nous voulons attirer l'attention sur deux faits a) pour Er = 1.5 WleV, le parcours est inférieur à 1 mn indépendant du champ magnétique b) pour Ey = 2.0 MeV, le parcours est 8 0.4 cm pour H = 10 Tesla, mais est plus grand t 1.8 cm pour H = 1 Tesla. Dans le -cas (a), la résolution submillimétrique est évidente mais la perte d'énergie devient plus grande Ep % 30 MeV (voir fig. 33. On peut obtenir la résolution millimétrique pour des énergies 2 MeV S E d 3 MeV si on utilise toute l'information sur la distribution de Q. On a vu précedemment que la distribution de Q ne dépend pas des tissus dans lesquels la paire (e+e) a été créée. Donc la distribution de Q et du parcours de positron peuvent être calculés antérieurement. Les déviations de parcours observées par rapport à la distribution théorique sont dues à la fluctuation statistique et on peut montrer que la différence est inférieure à 10 % de la valeur estimée.Alors on peut dire que pour une énergie Ey = 2 MeV, on connaît le parcours moyen avec une précision de 0.4 mm pour H = 10 Tesla et de 1.8 mm pour H = 1 Tesla, et la résolution spatiale subnillimétrique en z-direction est alors possible. Le temps nécessaire pour accomplir le diagnostic dépend, bien sûr du nombre total Nt = N1 x N2 / P , de photons nécessaires pour créer à l'intérieur de l'organe le nombre de positrons suffisantspour différencier les tissus à l'intérieur de cubes élémentaires de dimension #X, où AX est la résolution spatiale. N1 est le rapport de la surface de l'organe à la surface du cube élémentaire UX2). \;G est le i:rfbre des paires qui doivent être créées à l'intérieur du cube pour obtenir le contraste voulu (voir explications précédentes).P est la probabilité qu' un photon incident créée la paire à l'intérieur des tissus de l'organe étudié et que les deux photons d'annihilation sont détectés. Cette probabilité dépend de l'épaisseur de l'organe, de sa densité et de sa composition chimique. Du point de vue de l'instrumentation, le temps du diagnostic dépend de - l'intensité et l'énergie du faisceau de photons incidents, - la performance du système utilisé pour déplacer le faisceau sur le corps du patient, plus particulièrement sur l'organe étudié, - le temps mort des détecteurs de photons, - le temps dtaoeès à l'ordinateur ou à la mémoire utilisée pour analyser et j ou mémoriser l'évenement "création de la paire Il statère que le dernier facteur n1 est pas une limitation parce que le temps d'accès des petits ordinateurs est inférieur à 1 microseconde.Le temps mort des détecteurs des photons est de l'ordre de quelques nanosecondes pour le détecteur semiconducteur et le colloldesupraconducteur surchaufféJ et est de quelques microsecondes pour le scintillateur MaI*(Il) ou les chambres à étincelles. Considérons-le cas de l'étude des poumons. L'ùtilisation de photons avec des énergies 1.5 MeV $ E $ 2 MeV semble être la plus appropriée parce que les radio-isotopes y existent à cette énergie et la résolution spatiale submillimétrique est réalisable avec champ magnétique créé par les electroaimants usuels. Ci-dessus, nous montrerons que la reconstruction dynamique du processus d' annihi- lation est possible. Le temps nécessaire pour obtenir l'image des poumons est de quelques dizièmes de secondes, Nous représenterons le poumon comme un cylindre de 20-cm de diamètre et de 20 cm de hauteur. Pour une résolution spatiale de 1 mm, N1 t 4 x 104. Le contraste entre les parties des poumons qui contiennent du gaz enrichi avec du Xenon et celles qui n'en contiennent pas est si grand qu'il suffit de détecter quelques photons par cube élémentaire , disons N2 = 5, pour obtenir l'information nécessaire.La probabilité qu'un photon crée une paire à l'intérieur de 1 cm de poumon enrichi avec 80 % Xenon + 20 % Oxygène gaz, est 1.3 x 10-3 at E# = 1.8 MeV et # # 1.3 x 10-2. Si on utilise une source radioactive et le collimateur à stenopé et quand on demande une résolution spatiale AX, c'est--à-dire que le faisceau des photons ait un diamètre inférieur à AX à l'intérieur de l'organe à étudier, l'intensité du faisceau est I (photons/sec) = 0.25 x (AX/L)2 x A x 3.7 x 101 (4) où A est l'activité de la source radioactive en Curie L = L1 + 12 avec l1 = distance de la source à l'organe et 12 = l'épaisseur de l'organe.Pour le poumon et un collimateur de 10 cm (c'est à dire 1 = 10 cm, 12 = 20 cm) et pour une source de 1 Curie, on a I t 1 i05 (photons/sec). Le temps de diagnostic est alors t = N1 x N2/(P x I) t 15 secondes (5) La surface assez grande de poumon exige que le système mécanique qui déplace la source radioactive ait une vitesse de 25 m/sec. Il peut s'avèrer plus utile d'utiliser un faisceau des photons de Bremsstrahlung. La divergence angulaire des photons émis par électrons relativistes est e (radians) * mec2/Electron et des faisceaux très intenses peuvent être réalisés - I # 108 photons/sec x milliradian. Si on prend I = 5 x 106 photons/sec on retrouve que le temps de diagnostic est # 0.3 sec. Considérons le cas du cerveau, en supposant la prélocalisation des tissus pathologiques à l'intérieur de 25 cm2. Avec une résolution spatiale de 1 mm,on a N1 = 2.5 x 103. Mais, N2 = 400 est nécessaire pour obtenir une précision de mesure de la densité de 5 t. Si on prend des photons avec une énergie Ey = 5 MeV, la probabilité de création de paires à l'intérieur de 1 cm de tissus du cerveau est 3.2 x 10-3 et P t 3.2 x 10 3. Pour une énergie des photons supérieure à 3 !eV, les sources radioactives r n'existent pas et on doit utiliser des photons de Bremstrahlung. Avec I t 106 (photons/sec) on retrouve que le temps de diagnostic est t # 30 sec. Il nous semble important de signaler que la technique décrite dans ce brevet d'invention permet la création d'un système interactif. La dose de radiation et le temps nécessaire pour effectuer le diagnostic sont inversement proportionnels au carre de la résolution spatiale . Mais par un simple changement de collimateur, on peut obtenir des faisceaux de diamètres différents. Il nous semble utile d'envisager un système interactif qui permet d'abord, d'obtenir et présenter au médecin une image tridi mensionnelle de la tot1 -;t de l'organe, avec une résolutic-n modeste, disons 4 mm - ensuite, d'étudier la partie suspecte avec une résolution spatiale de 2 rem ; - enfin, d'obtenir une image détaillée avec une résolution spatiale supérieure à 1 mm et avec de très bonnes statistiques de photons de la partie malade de l'organe. Pendant ce dernier stade du diagnostic, toute l'information sur la dynamique de la création de paires peut être utilisée. Par exemple, l'énergie des photons peut être inférieure à celle nécessaire aux deux premiers stades ce qui permet la résolution submilltiétrique mème quand le champ magnétique a été choisi pour donner une résolution de 2 mm avec une énergie supérieure. Pour résumer, la nouvelle technique pour la reconstruction tridimensionnelle de certaines grandeurs physiques caractérisant l'intérieur d'entités biologiques permet des performances nettement meilleures que les systèmes existant en médecine nucléaire. En particulier 1) une image tridimensionnelle de la densité de tissus avec une résolution spatiale submillimétrique 2) un temps de reconstruction de l'image inférieur à 1 minute, c'est à dire bien inférieur au temps requis pour la caméra d'Anger ou le scanner EDE, 3) dose de radiation faible localisée ; la dose de radiation locale est inférieure au demi rad ce qui correspond à une irradiation de tout le corps de quelques milliroentgens 4) dans le cas du poumon, un contraste augmente et la possi bilité d'observer la dynamique du processus d' inhalation. LEGENDE DES FIGURES 1. Reconstruction dans l'espace du point de création de la paire S - source de photons C - collimateur 1)1 - les détecteurs de photons d'annihilation. 2. Probabilité de création de la paire à l'intérieur de 0.1 cm de a) tissus biologiques b) pot:rrn avec des gaz différents. 3. L'énergie déposée dans le corps pour créer une paire (e e 4. Mouvement du positron dans un champ magnétique homogène dans le cas de a) perte d'énergie négligeable, b) perte d'énergie prise en considération. 5. Transferts moyens de P - l'énergie totale d'ccne paire (e e ) Q - l'énergie de la paire dans le système de son centre de masses (Ey-P) - l'énergie de recul des noyaux. 6. Distribution de P pour Ey = 2.0, 3.0, 4.0 MeV -Distribution de Q pour Ey = 2.0, 3.0, 4.0 MeV 7. Rayon de rotation pour différentes énergies de photons incidents (Ey = 2.0, 3.0, 4.0 MeV) en fonction de Q. La distribution de Q est tracée en pointillés. 8. Rayons de rotation moyen pour des champs différents. 9. Libre parcours moyen de positron à l'intérieur des muscles et de poumon avec 80 % Xenon + 20 t Oxygène gaz. 10. Parcours moyen dans la direction de champ m magnétique pour tissus nerveux. 11. Parcours moyen dans la direction de champ magnétique pour le poumon avec 80 % Xnon + 20 % Oxygène gaz. Table 1. Dose local d'irradiation - D2- et dose d'irradiation equivalante a toute le corps - D@@-. D1 (ra) Deq (milliroentgens) Résolution spatial #X = #Y = #Z =0.5 mm #N/N = 1% 91.6 472 5% 3.26 26.2 10%: 0.816 6.55 Résolution spatial #X = #Y = #Z = 1.0 mm #N/N= 1% 10.2 82.0 5% 0.204 3.28 10% 0.102 0.082 Résolution spatial #X = #Y = #Z = 2.0 mm #N/N= 1% 1.54 10.7 5% 0.60 0.484 105 0.0154 0.0107 Appendice 1 Differents systemes biologiques- culture de tissus,bacteries,mollusques, plantes, insectes, souris, singes et êtres humains - ont été placés à l'intérieur d'un champ magnétique intense (H > 0.5 Tesla) .Plus particulièrement, il a été établi que le séjour d'un etre humaindans un champ homogéne de 2 Tesla, pendant 15 minutes n'a aucun effect nocif. Le fait que les mammifères survivent sans aucun effet secondaire lorsque exposés pendant quelquesheuresà un champ de 12 Tesla, donne une marge de sécurité à ce resultat. De plus, l'exposition dans un champ modéré, de l'ordre de 1 Tesla et pendant quelques mois, n'est suivie d'aucun changement génétique et tous les effets de stress semblent étre reversibles. Pour conclure, il semble qu'une exposition relativement courte ( Nous devons signaler que les applications d'un champ magnétique trés élevé pendant une période bien plus longue est à la base d'une nouvelle technique chirurgicale appliquée en médecine. Les publications suivantes sur l'influence de champ magnétique élevé sur des cntités biologiques peuvent être mentionnées: (1) Biological effects of magnetic fields , ed . M.F.Barnothy vol. 1 (1964), vol.2(1969), Plenum Press (2) E.H. Prei, "Biomagnetics", Proceedings of 1972 Intermag Conferance, in IEEE Trans. on magnetics (3) J.I.Eislen et al., Aerospace Medicine 32,385 (1961) (4) D.E. Beischer, Astronautics 7;24-25,46-48 (1962) (5) J.R.Hale, IEEE Trans. on magnetics, vol.Mag-11, no.5, Sept. 1975 REVENDICATIONS I. Dispositifs pour la reconstruction des points d'annihilation des positrons à l'intérieur de l'objet, caractérisé en ce qu'il comporte - au moins un faisceau cylindrique-d'un diamètre inférieur à 5 mm de photons y, - un système qui permet un mouvement relatif des dits objets et faisceau, - un système d'au moins deux détecteurs de photons travaillant en coincidence et qui permet de déterminer la position de détection de deux photons d'anni hilation. 2. La réalisation particulière du dispositif selon le point I caractérisé en ce que les colloïdes supraconducteurs surchauffés sont utilisés comme détecteurs des photons d'annihilation. 3. La réalisation particulière du dispositif selon la revendication I caractérisé en ce que les chambres proportionnelles multifils ou chambre 8 dérivé avec les convertisseurs sont utilisées corne détecteurs de photons d'annihilation. 4. La réalisation particulière du dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que les photons de Bremsstrahlung émis par un faisceau d'électrons relativistes à l'intérieur d'une cible quelconque et éventuellement filtré par le passage d'un milieu de composition chimique approprié, sont utilisés comme ledit faisceau cylindrique des photons. 5. L'utilisation du dispositif selon l'ensemble des revendications 1 a 4 suivant une procédure qui consiste en l'identification de position d'annihilation de positron avec un point (Xa=Xo, Ya=Yo, Za=AXo+B) où les coefficients A et B sont définis (Z2 (z2-z1)/(x2-x1) et B = Z2 - AX2 où (X1, Yl, Z1) et (X2, Y2, Z2) sont les coordonnées de deux points où les photons d'annihilation ont été détectés en colncidence. Ceci, en système de coordonnées tel que l'axe Z est parallèle au faisceau incident de photons qui coupe le plan (XY) au point (Xo,Yo). 6. L'utilisation du dispositif et du procédé selon l'ensemble des revendications I å 5 pour la reconstruction tridimensionnelle de certaines grandeurs physiques et plus particulièrement de la densité, a l'interieur d'un objet quelconque. 7. L'application d'un champ magnétique intense, H > 0,5 Tesla, parallèle ou légèrement incliné par rapport a la direction du faisceau de photons (a I a 6. 8. La réalisation particulière du dispositif et du procédé selon l'ensemble des revendications 1 a 6 caractérisé en ce que le champ magnétique selon la revendication 7 est engendré par une paire de bobines Helmholtz. 9. La réalisation particulière du dispositif et du procédé selon l'ensemble des revendications I a 6 caractérisé en ce que le champ magnétique selon la revendication 7 est engendré par un aimant supraconducteur. 10. La réalisation particulière du dispositif et du procédé selon l'ensemble des revendications 1 è 8 caractérisé en ce que le champ magnétique selon la revendication 7 est engendré par l'utilisation répétée des impulsions de courant très intense mais court (t I seconde). Il. L'utilisation des dispositifs et procédés selon l'ensemble des revendications I à 10 pour l'étude de la composition chimique et de la densité a l'intérieur d'organisme biologique in vivo, et plus partiçulièrement l'homme. 12. L'utilisation du dispositif et du procédé selon l'ensemble des revendications I a il suivant un procédé qui est caracterisé en ceci qu'on fait inhaler par le suJet à étudier un gaz enrichi avec des gaz nobles lourds (Argon, Crypton, Xenon) avant ou pendant son examen.