Synchrotron Fabry-Perot : vers une nouvelle source compacte de rayons X pour la médecine et la recherche Ph. Balcou

Début de l’histoire des rayons X : 1895 Découverte fortuite par Wilhelm Roentgen d’un type inconnu (X) de rayonnements : Dispositif : tube à décharge Pour les « rayons de cathode » Applications médicales immédiates :

Panorama non-exhaustif des sources X actuelles : Tubes X, anodes tournantes… Outil dominant dans l’industrie et la médecine, techno très mature, flux important mais saturé Synchrotrons Outil dominant en recherche, grandes installations (G€) Sources Plasmas/Laser Voir topo Fabien – pas de prétention au haut flux Autres sources Plasmas (ECR) Sources par diffusion Compton inverse (Thomson)

Diffusion Thomson (Compton Inverse) En pratique :

Inconvénients de la diffusion Thomson X : 1- La faible section efficace sThom 2- La corrélation énergie / angle Avantages de la diffusion Thomson X : 1- Relativement simple d’atteindre les énergies des seuils K de I, Gd, Pt … ou + 2- Se prête bien aux simulations numériques 3- Bénéficie du bond en avant des technologies laser 4- Multiples possibilités de variantes technologiques 5- Interaction « propre »

Liste de projets de sources X Thomson de D.E. Moncton, MIT

Familles de sources Thomson X LINAC chaud + laser intense (type Eclipse+) Courtesy FE Carroll Vanderbilt Univ. MXISystems

Familles de sources Thomson X LINAC supraconducteur (ou ERL) + laser intense haute cadence ( type projet SOLSTICE)

Familles de sources Thomson X Machines à recirculation 1- Recyclage des électrons dans un anneau de stockage 2- et des photons dans un résonateur Fabry-Perot de haute finesse Collisions à haute cadence entre électrons et photons Flux X moyen potentiellement très important!! « Synchrotron à onduleur Fabry-Perot » Idée récurrente : Mourou, Ting, Sprangle, Esarey : 1992, Rochester Ron Ruth, Zhang, R. Loewen, 1998, Stanford

Seulement 2 proto « anneau + FP » en cours de montage : Kharkov (Ukraine) et Lyncean Tech. (SLAC), USA Lyncean Technologies, Stanford

Association de plusieurs technologies : Fabry-Perot impulsionnels de très haute finesse (1 à 15 ps, F ~ 10000) Oscillateur laser impulsionnel haute puissance stabilisé Anneau de stockage basse énergie Photo-injecteurs très basse émittance et haute cadence Contraintes techniques additionnelles : synchronisation électrons laser; radio-protection…

Performances attendues : Flux spectral ; brillance Flux : jusqu’à 1012 photons / s dans 10% BW Comparaison Aimant ESRF Brillance : La source FPS peut fournir une ligne de lumière avec des spécifs réellement proches de celles d’un synchrotron moderne (élément de déviation)

Autres avantages anticipés : Coût probable ~ 3 à 5 M€ Encombrement réduit (entre 50 et 100 m2)  installation possible en milieu médical, académique ou industriel (Ex : Le Louvre!) Possibilité d’atteindre des rayons X très durs (>> MeV) Zone émissive réduite  possibilité d’imagerie « de contraste de phase » Rupture technologique majeure par rapport au tandem « tubes X / Synchrotron » Variantes possibles : anneau  ERL, …

Quelques applications médicales espérées : Imagerie : - Imagerie à « contraste de phase » - Imagerie différentielle - Tomographie assistée par imagerie différentielle - Angiographie Thérapie : - thérapie par activation photonique - thérapie par micro-faisceaux

Imagerie à “contraste de phase” Spatialement Ombre lisse  basse résolution incohérent Phase spatiale aléatoire Image d’absorption pure Franges de diffraction de Fresnel Résolution apparente élevée cohérent Image de « Phase » Courtesy G. Margaritondo

Imagerie différentielle Ka Introduction d’un agent de contraste de Z élevé : I, Gd, Pt, Xe… Flanc K de l’Iode à 33.2 keV Courtesy F. Carroll, MXIsystems Différence d’images prises à hn= Ka + e et hn=Ka - e

Haute Energie - Basse Energie = Image de l’iode John Lewin, M.D.- University of Colorado Health Sciences Center: Haute Energie - Basse Energie = Image de l’iode

Angiographie : investigation dynamique de la perfusion sanguine d’un cerveau de rat tissue cerebral sain tumeur avancée à droite

Thérapie par activation photonique Excitation sélective en présence d’un sensibilisateur de Z élevé Probabilité élevée de rupture double-brin

Pourquoi des X monochromatiques en radiothérapie? Sensibilisateur  Augmentation du dépôt de dose dans la tumeur, à irradiation donnée des tissus sains Pas de durcissement du faisceau X  dose plus homogène Faisceau très collimaté  délimitations franches des zones traitées Mais : la chaîne d’évènements physiques/ chimiques/biologiques/médicaux reste extrêmement complexe et non maitrisée (N. Foray, ESRF/INSERM)

Flux : réaliste, même pour la thérapie Besoins techniques : Flux : réaliste, même pour la thérapie Energie de photon : 50 – 80 keV possibles Divergence : souvent insuffisante Monochromaticité : réglable Compacité : adéquate Radioprotection : difficile en France! Couplage à l’ IMRT : difficile Coût : reste cher pour des hopitaux français

Quelques applications industrielles : Diffraction de protéines Contrôle non destructif Radiographie de métaux lourds Quelques applications scientifiques : Usine à g  production de positrons polarisés Usine à g  photoactivation, spectroscopie nucléaire… SAXS

Conclusions : Rupture technologique, par le couplage entre techniques laser et accélérateurs compacts Source de rayons X équivalente à un aimant de déviation sur synchrotron (surtout pour hn élevé) Cible principale = applications médicales; de nombreuses autres applications scientifiques ou industrielles sont probables Espoir de construction d’un prototype en France Etudes préalables en cours au LAL et au CELIA

Remerciements : CELIA : M-C Nadeau, S. Montant, S. Petit LAL : F. Zomer, A. Variola, R. Roux, G. Wormser… LOA : N. Artemiev, A. Antonetti Thales : S. Muller, JP Brasile… ESRF-INSERM : H. Elleaume, J. Balosso, N. Foray… IGR : J. Bourhis, A. Bridier, … Vanderbilt : F. Carroll