École Doctorale Sciences Pour l'Ingénieur

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Niveau: Supérieur, Doctorat, Bac+8
École Doctorale Sciences Pour l'Ingénieur THÈSE présentée pour obtenir le grade de Docteur de l'Université Louis Pasteur – Strasbourg I Discipline : Electronique, Electrotechnique, Automatique Spécialité : Traitement d'images par Murielle TORREGROSSA Reconstruction d'images obtenues par tomographie optique dans le proche infrarouge Soutenue publiquement le 1er juillet 2003 Membres du jury Directeur de thèse : M. Patrick POULET, MCU-PH, Université Louis Pasteur, Strasbourg Co-Directeur de thèse : Mme Aline DERUYVER, MCU, Université Robert Schuman, Strasbourg Rapporteur interne : M. Ernest HIRSCH, Professeur, Université Louis Pasteur Strasbourg Rapporteur externe : M. Simon ARRIDGE, Professor, University College London Rapporteur externe : M. Hervé SAINT-JALMES, Professeur, Université Claude Bernard, Lyon Examinateur : M. Christian HEINRICH, MCU, Université Louis Pasteur, Strasbourg Institut de Physique Biologique UMR 7004 ULP/CNRS

  • strasbourg rapporteur interne

  • reconstruction d'image

  • tomographie

  • jenni pour le fameux pub du soir

  • strasbourg co-directeur de thèse


Publié le : mardi 1 juillet 2003
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Source : scd-theses.u-strasbg.fr
Nombre de pages : 242
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École Doctorale Sciences Pour l’Ingénieur THÈSE présentée pour obtenir le grade de Docteur de l’Université Louis Pasteur – Strasbourg I  Discipline : Electronique, Electrotechnique, Automatique  Spécialité : Traitement d'images par Murielle TORREGROSSA Reconstruction d'images obtenues par tomographie optique dans le proche infrarouge er Soutenue publiquement le 1 juillet 2003 Membres du jury Directeur de thèse :Patrick POULET, MCU-PH, Université Louis Pasteur, Strasbourg M. Co-Directeur de thèse : Mme Aline DERUYVER, MCU, Université Robert Schuman, Strasbourg Rapporteur interne :Ernest HIRSCH, Professeur, Université Louis Pasteur Strasbourg M. Rapporteur externe :Simon ARRIDGE, Professor, University College London M. Rapporteur externe :Hervé SAINT-JALMES, Professeur, Université Claude Bernard, Lyon M. Examinateur : M. Christian HEINRICH, MCU, Université Louis Pasteur, Strasbourg Institut de Physique Biologique UMR 7004 ULP/CNRS
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A mes parents, A Laurence, Alexandre et Maxime, A Bruno
Le passé nous fait nous souvenir des gens d'autrefois à qui nous devons ce que nous sommes, à qui nous devons tant d'estime, gens simples, peut-être, mais d'une si grande richesse humaine, bien souvent.
Edouard BLED
Je tiens à exprimer toute ma reconnaissance à Monsieur Ernest HIRSCH, Professeur à l'Université Louis Pasteur de Strasbourg, Monsieur Simon ARRIDGE, Professeur à l'University College London, Monsieur Hervé SAINT-JALMES, Professeur à l'Université Claude Bernard de Lyon et à Monsieur Christian HEINRICH, Maître de Conférence à l'Université Louis Pasteur de Strasbourg qui ont accepté de juger mon travail et de siéger dans le jury de cette thèse. Je tiens à remercier Monsieur Patrick POULET et Madame Aline DERUYVER qui ont initié
et guidé ce travail. Je leur suis reconnaissante pour leur soutien constant et la confiance qu'il m'ont témoignée. Messieurs les Professeurs Daniel GRUCKER et Daniel MATHIOT, je vous remercie pour m'avoir permis d'effectuer mes travaux de recherche au sein de vos laboratoires. Je remercie également, les personnes qui m'ont épaulée tout au long de ces années : Virginie Zint qui a réalisé le premier Tomographe Optique et qui a si souvent répondu aux questions concernant la partie expérimentale et rédigé ma première publication. Renée Chabrier pour toutes les manipulations qu'elle a effectuées afin d'obtenir nos belles reconstructions, son soutien et son attention. Martin Schweiger pour avoir pris le temps de répondre à mes nombreuses questions tant théoriques qu'informatiques. Monsieur le Professeur Bernard Cunin qui m'a accueillie lors de mon stage de DEA et m'a permis de m'initier à la tomographie. Nathalie Heider et Jason Riley qui ont corrigé mes articles en anglais. Merci également à tous ceux qui, par leur présence et leur bonne humeur, ont su mettre un peu de gaieté à certaines journées grises, notamment Blandine, Nathalie, Catherine, Alain, Bruno et Jean-Paul de l'IPB, ainsi que Mounir et Yann du PHASE. Je tiens aussi à exprimer ma gratitude et mon profond respect, à toute l'équipe de tomographie optique de l'University College London, qui m'a si chaleureusement accueillie, Jan pour nos longues discussions, Kathlen, Thanasis, Dany, Phil et Jenni pour le fameux pub du soir.
Et je n'oublie pas l'IUT d'informatique où j'ai effectué mes premières heures d'enseignement, et en particulier Christiane, Eliane, Dominique, Nicolas, Roland, Cédric, Marie-Paule… Finalement, je souhaite remercier mes parents, Laurence ainsi que Bruno, pour leur soutien, leurs encouragements et leur confiance, tout au long de ces années, même pendant les moments difficiles. Vous avez tous contribué soit au niveau scientifique soit simplement par votre écoute et votre amitié à la réalisation de cette thèse.
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14 16 18 20 24 26
1.1. 1.2. 1.3. 1.4. 1.5. 1.6. 2. 2.1.
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TABLE DES MATIERES
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Introduction 1. Historique
2.1.2. La diffusion 2.2. Les propriétés optiques de différents tissus 2.2.1. L'eau 2.2.2. L'hémoglobine 2.3. Informations fournies par les propriétés optiques
La radiographie aux rayons X La tomographie de rayons X L'échographie La résonance magnétique nucléaire La médecine nucléaire Récapitulatif des méthodes existantes Imagerie des tissus biologiques Les propriétés optiques générales 2.1.1. L'absorption
3. Instrumentation et application des techniques optiques 3.1. Les différentes géométries 3.1.1. Système à une source et un détecteur 3.1.2. Système à plusieurs sources et plusieurs détecteurs 3.2. Les différents types de source et détecteur 3.2.1. Source continue en intensité
3.3. 4. 4.1. 4.2. 4.3. 4.4. 4.5. 4.6.
3.2.2. Source modulée en intensité 3.2.3. Système résolu en temps Le système expérimental 3.3.1. L'objectif 3.3.2. La source 3.3.3. Le système de détection 3.3.4. Les objets Transport de photons en milieu diffusant L'approximation de diffusion. Solutions analytiques de l'équation de diffusion La méthode de Monte Carlo La méthode des éléments finis. Programmation de la méthode des éléments finis Caractérisation de la TPSF
4.6.1. Contrainte 1
4.6.2. Contrainte 2
4.6.3. Contrainte 3
4.6.4. Contrainte 4 4.6.5. Contrainte 5 4.6.6. Discussion
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40 40 43 47 48 49 50 52 52 53 53 55
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58 68 69 71 75 80 81 81 83 83 85 85
5. 5.1. 5.2. 5.3. 5.4.
6. 6.1. 6.2. 6.3. 6.4. 6.5. 7. 7.1. 7.2. 7.3.
Initialisation de la reconstruction d'images Présentation du problème direct et du problème inverse Résolution du problème inverse 5.2.1. Les méthodes de Newton 5.2.2. Les méthodes de gradient Détermination des propriétés optiques d'un objet homogène 5.3.1. Algorithmes génétiques 5.3.2. Algorithmes de descente de gradient Le maillage 5.4.1. Maillage régulier
5.4.2. Maillage régulier en quinconce
5.4.3. Maillage irrégulier
Optimisation des paramètres de la reconstruction d'images Algorithme de reconstruction d'image Etude des différents paramètres de reconstruction. Optimisation du coefficient de convergence Influence des paramètres initiaux Conclusion de ce chapitre Améliorations du maillage Informations issues de l'IRM Reconstruction par régions Maillage adaptatif
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89 90 93 98 100 101 105 110 110 111 112
119
120 125 145 156 165
167
168 177 185
8. Validation Expérimentale 8.1. Caractéristiques d'un objet test 8.2. Ajustement des paramètres initiaux 8.3. Reconstructions 8.3.1. Reconstructions à partir des paramètres estimés 8.3.2. Reconstructions à partir des paramètres biaisés Conclusion 9. Bibliographie 10. Publications et Communications 11. Annexe 1 : Notions mathématiques 12. Annexe 2 : Interface de simulation 13. Annexe 3 : Interface de reconstruction
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193
194 196 197 197 199
201
205 213 225 227 235
INTRODUCTION
La recherche en optique biomédicale est actuellement en pleine croissance, aussi bien dans les laboratoires publics que dans l'industrie. Les avantages de ces techniques sont nombreux dans le cadre de l'aide au diagnostic, notamment par le fait qu'elles sont totalement non invasives, utilisent des radiations non-ionisantes et peuvent révéler un contraste chimique important, apportant ainsi une information physiologique. En effet, les contrastes obtenus par imagerie médicale sont les conséquences des interactions entre une radiation et les différents tissus qui composent le corps. Ainsi, dans le proche infrarouge, les interactions observées sont dues aux phénomènes d'absorption et de diffusion des tissus. L'absorbant principal des tissus est l'hémoglobine du sang (dans son état oxydé ou non). Horecker fut le premier, en 1943, à prouver l'intérêt d'un diagnostic dans le proche infrarouge, PIR, en montrant que les caractéristiques de l'hémoglobine oxydée (l'oxyhémoglobine, HbO2) et de l'hémoglobine réduite (déoxyhémoglobine, Hb) sont différentes. Un système d'imagerie, utilisant le rayonnement PIR et pouvant fournir une cartographie de l'état d'oxygénation des tissus, apporterait une information sur l'activité métabolique et fonctionnelle des tissus jusque là inaccessible. Diverses applications peuvent être envisagées, comme l'imagerie prénatale du cerveau du fœtus ou encore l'examen mammographique. La difficulté majeure pour créer un système d'imagerie utilisant la lumière PIR vient de la propriété de diffusion des tissus, qui provoque un "flou" et masque les structures profondes. En effet, étant donné que la lumière qui traverse le tissu subit très vite le phénomène de diffusion, il n'est pas possible de déduire les propriétés optiques internes d'absorption par simple rétroprojection, comme c'est le cas pour l'imagerie de rayons X. De plus, tout comme
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