Physique pour la médecine

...la théorie!

Médecine Nucléaire

Chapitre II: Gamma-caméra.

II.E Modes de fonctionnement.

 

1)Spectrométrie.

 

Du point de vue de la spectrométrie, le fonctionnement de base de la gamma-caméra passe par la détection un à un de gammas d'énergie précise émis par l'isotope choisi, et la sélection parmi tous les gammas reçus des seuls événements qui tombent dans la fenêtre en énergie placée sur le pic photoélectrique, ce qui permet d'éliminer une grande partie des photons diffusés mais aussi une grande partie des signaux de bruit de fond. Il peut se faire que l'isotope émette plusieurs énergies, auquel cas c'est en principe celui de plus haute énergie qui est utilisé pour la mesure.

Dans certains cas, pour des raisons liées à la qualité du diagnostic, ce sont deux isotopes qui sont injectés simultanément au patient. Il est alors important que les énergies des deux gammas soient fort différentes, suffisamment en tout cas pour que les pics photoélectriques soient bien séparés et que les fenêtres de sélection ne se chevauchent pas. On notera toutefois que le pic de basse énergie est forcément mélangé à du diffusé provenant du photon de haute énergie.

 

 

MedNuc IIE 1 

 

 

On mentionnera aussi les mesures qui, au gamma émis en interne par l'activité injectée au patient, ajoutent un autre photon émis en externe par une source observée en transmission au travers du corps, ceci dans le cadre de corrections d'atténuation qui seront exposées au chapitre III. Les remarques soulevées ci-dessus au sujet des applications bi-isotopes sont également valables ici.

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Chapitre II: Gamma-caméra.

II.D Performances.

 

1)Résolution spatiale.

 

La résolution spatiale globale R de la gamma-caméra est limitée d'une part par la résolution Rc du collimateur, d'autre part par la résolution intrinsèque Ri du détecteur. La première est la largeur à mi-hauteur de la distribution spatiale des photons issus d'une source ponctuelle, située à bonne distance, qui parviennent à franchir la collimation. La seconde mesure la dispersion des positions calculées pour des événements censés se produire en un même point du scintillateur, ce qui peut aussi se comprendre comme la plus petite distance permettant de séparer sur l'image deux sources ponctuelles placées contre le cristal. La distribution finale est la convolution de ces deux composantes de base, ce qui permet d'utiliser la formule suivante, connue en statistiques:

 

 MedNuc IID 3

 

En réalité il est difficile d'obtenir pour Rc une estimation directe autre que théorique, alors que Ri peut être évalué sur le cristal nu, et surtout que R peut être mesuré directement en utilisant une source ponctuelle placée devant l'ensemble collimateur-scintillateur.

Pour une gamma-caméra actuelle, un R un peu supérieur à 1cm pour un objet situé à quelques centimètres du collimateur est une bonne valeur, encore que cela reste à apprécier selon la définition qu'on lui donne, et selon la manière choisie pour le mesurer.

 

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Chapitre II: Gamma-caméra.

II.C Le détecteur.

 

1)Le scintillateur.

 

Dans la caméra d'Anger standard, le milieu actif du détecteur est un cristal scintillateur d'un seul tenant, qui couvre donc toute la surface de la tête à l'arrière du collimateur. Son rôle est de transformer les gammas en photons de lumière visible ou ultraviolette. Un bon scintillateur possède trois qualités principales: 1°) Il doit être fortement absorbant pour les gammas, de façon à ce qu'il n'il n'y en ait pas une trop forte proportion qui traverse sans interagir (efficacité de détection). Par ailleurs l'absorption doit se faire préférentiellement par effet photoélectrique, car c'est sur cette base que se fera la différence entre les bons événements et le bruit. Il faut donc un matériau de haute densité et relativement épais. 2°) Il doit avoir un bon rapport de conversion, ce qui suppose que lors d'une interaction le nombre de photons lumineux susceptibles d'activer un photomultiplicateur soit le plus élevé possible. En effet, la résolution en énergie finale est liée à la fluctuation statistique à la source, laquelle varie en racine carrée du nombre de quantas. Par exemple si un type d'interaction génère en moyenne 100 photons utiles, la fluctuation est de √100 =10, soit 10% en résolution, alors que pour 1000 photons générés la fluctuation se réduit à √1000≈32, soit environ 3%. 3°) S'il est vrai que la scintillation doit être intense, il faut aussi qu'elle s'estompe le plus vite possible de façon à paralyser le moins possible le système. Si le temps de scintillation est trop long, le taux de comptage maximum peut se voir limité en proportion, ce qui augmente le temps nécessaire pour obtenir une statistique suffisante. Il peut aussi y avoir un effet d'empilement, à savoir que des signaux qui se chevauchent s'additionnent et sortent ainsi de la fenêtre de sélection.

En scintigraphie mono-photonique, le scintillateur le plus utilisé est encore aujourd'hui le NaI(Tl), cristal ionique semblable au sel NaCl mais plus lourd que lui, dopé à 1% en atomes de thallium qui font office de centres scintillants. Du point de vue historique, le NaI(Tl) est certainement le plus ancien cristal de ce genre en usage. Parce qu'il est hygroscopique, il a le défaut de mal vieillir, en ce sens qu'il tend à jaunir progressivement et à perdre ainsi de sa transparence. S'il reste dans la course, c'est d'une part parce qu'aujourd'hui on veille à le maintenir en conditionnement isolé de l'air, mais surtout parce qu'aucun de ses concurrents ne peut mieux que lui croître d'un seul tenant sur des surfaces aussi grandes que celles demandées par une gamma-caméra. C'est ainsi qu'il continue à supplanter ici des matériaux de haute qualité qui se sont imposés ailleurs, comme le germanate de bismuth BGO (Bi4Ge3O12) ou l'orthosilicate de lutétium LSO (Lu2SiO5 activé au cérium). Ce dernier en particulier est très utilisé en PET-scan mais convient moins en imagerie mono-photonique à cause du 176Lu, isotope radioactif du lutétium présent à raison de 2,6% dans l'élément naturel et qui est source de temps mort inutile.

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Chapitre II: Gamma-caméra.

II.B Le collimateur.

 

La formation d'images sur base de photons se base toujours, d'une façon ou d'une autre, sur le principe de propagation rectiligne, soit que l'information recherchée provienne des points sources (image d'émission) soit qu'elle provienne de ce qui se passe sur la ligne qui relie le point source et le point image (image de transmission ou d'absorption). Pour ce qui est de la lumière, ce principe bénéficie de ces variantes très intéressantes que sont la réfraction et la réflexion, mises en œuvre dans tous les systèmes bien connus de lentilles et de miroirs. Au niveau des photons durs, rayons X et gammas, on ne dispose pas de ces outils simples et efficaces, de sorte qu'on doit ici se contenter de la propagation rectiligne pure et simple entre point source et point image. En radiologie la source est ponctuelle et on s'intéresse à ce qui se passe en termes d'absorption le long des différentes lignes d'émission. En médecine nucléaire, la zone émettrice est étendue et c'est précisément la distribution des points sources qu'on essaie de capturer. Comme chaque point source émet dans toutes les directions il s'agit alors de n'en sélectionner qu'une seule de façon à obtenir une correspondance "un à un" entre un point émetteur et un point image. Tel est le rôle du collimateur. Il peut agir soit en projection comme le font les collimateurs à canaux multiples, qui à tout point (x,y) de départ font correspondre un point (x,y) d'arrivée, l'image finale étant droite, soit en chambre noire comme le fait le collimateur pinhole, où les lignes droites de propagation ne peuvent passer que par un orifice d'entrée, ce qui donne des images inversées.

 

1)Collimateur à canaux parallèles.

 

Il s'agit d'une plaque en matériau lourd, parfois de tungstène mais le plus souvent de plomb, dont l'épaisseur L se situe typiquement entre 2 et 3cm. Elle est percée de nombreux trous parallèles, de forme ronde, carrée, ou souvent hexagonale dont le diamètre d est de l'ordre de 2 ou 3mm. Les parois qui séparent ces trous sont appelées les septas. Leur épaisseur t, comme d'ailleurs d, est importante pour définir la résolution et l'efficacité du collimateur, paramètres définis ci-dessous, mais elle doit avant tout être suffisante pour empêcher la transmission des gammas d'un canal à l'autre.

 

 MedNuc IIB 1

 

a.Epaisseur des septas

 

Si µ est le coefficient d'absorption des gammas dans les septas, l'épaisseur minimum requise pour arrêter les rayons transverses est donnée par la formule:

 

 MedNuc IIB 12

 

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Chapitre II:   Gamma-caméra.

 

II.A Généralités sur la gamma-caméra.

 

1)Premier aperçu.

 

La scintigraphie est une imagerie d'émission de photons durs, par opposition à la radiographie qui travaille en transmission. Une substance marquée par un isotope émetteur de rayons gammas ou de rayons X de réarrangement est injectée au patient et se distribue dans l'organisme selon les affinités biochimiques du traceur utilisé. La gamma-caméra est un appareil conçu pour détecter, de l'extérieur, la présence de cette radioactivité, en évaluer l'intensité et cartographier les zones émettrices, soit selon des plans de projection x-y, soit selon des coupes tomographiques reconstruites par calcul (technique SPECT, ou "Single Photon Emission Tomography"). L'autre système très largement utilisé dans le domaine est le PET-scan, basé quant à lui sur l'émission simultanée de deux photons provenant de l'émission radioactive d'un positron suivie d'une annihilation positron-électron (technique PET, pour "Positron Emission Tomography"). Le PET-scan fera l'objet du chapitre IV.

Historiquement, la première gamma-caméra était faite d'un détecteur simple muni d'un collimateur à trou unique et qui balayait mécaniquement la zone à explorer. L'acquisition d'une image complète était fort longue, compte tenu de cet aspect mécanique bien sûr mais aussi du fait que pour chaque position du détecteur il fallait attendre le temps nécessaire à l'obtention d'une bonne statistique de comptage.

 

 MedNuc IIA 1

 

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