III.B. Construction de l'image.

1)Correction d'atténuation et de diffusion

En tomodensitométrie les pixels de l'image finale représentent chacun le coefficient d'absorption moyen des rayons X à l'intérieur du voxel correspondant. En tomographie par scintigraphie gamma, chaque pixel de l'image finale se veut une restitution de l'activité gamma dans le voxel, donc de la concentration en radio-traceur à cet endroit de l'organisme. Dans ces deux techniques les images sont reconstruites au départ de matrices de données brutes obtenues lors de la rotation du détecteur autour du patient, matrices de projection obtenues dans le premier cas par transmission des rayons X au travers du corps et dans le second cas par réception des rayons gammas émis au sein-même des tissus. Ce qui distingue les deux modes d'acquisition, c'est qu'en tomodensitométrie le contenu d'une cellule de la matrice de données brutes est une mesure directe de la somme des inconnues recherchées, les coefficients d'absorption, tout au long du trajet des photons, au travers de l'exponentielle d'atténuation I₀e^-(Σµi)dx, alors qu'en scintigraphie, une cellule de données ne reçoit qu'une information indirecte sur l'ensemble des activités situées sur la ligne de vue , puisque chacune de ces activités subit une atténuation différente selon la distance que doivent franchir les gammas sur leur trajet de sortie. Dans I₀e^-(Σµi)dx il est facile d'extraire Σµ_i, alors que dans Σ[A_ie^-Σi(µidx)] il n'est pas immédiat d'extraire ΣA_i.

III.C Développements récents.

 (Ce texte a été rédigé en 2013, ce qu'il est important de garder à l'esprit pour apprécier les développements à venir... et les réalisations d'ores et déjà acquises.)

Comme dans toutes les techniques d'imagerie, de nombreuses variantes à la configuration standard de la caméra d'Anger ont été proposées, soit pour atténuer un problème inhérent, soit pour ouvrir la voie à l'un ou l'autre progrès technique qui améliore les performances. Il est à prévoir que l'orientation générale tendra de plus en plus vers le tout numérique, comme cela se réalise déjà en radiologie, mais avec ici certains obstacles du côté de l'efficience de détection et du côté des dimensions spatiales élevées qu'on attend a priori d'un détecteur de ce type. C'est précisément dans les applications qui ne demandent pas des tailles trop importantes, singulièrement la scintigraphie cardiaque, que la percée semble se faire, avec aux premières lignes la caméra CZT.

1)Caméras à scintillation et convertisseurs.

(Réf: Todd E Peterson and Lars R Furenlid, Phys. Med. Biol. 56 (2011) R145–R182)

Pour remplacer le cristal d'un seul tenant on a vu proposer des scintillateurs formés d'un pavage de petits éléments côte à côte, les intervalles étant remplis d'un matériau réfléchissant, un peu comme cela se fait en PET scan.

A la limite du micro-scintillateur, on trouve les aiguilles d'iodure de césium dopé au thallium CsI(Tl), qu'on fait croître à même le convertisseur et qui forment autant de mini-guides de lumières. Fort utilisées en radiologie numérique comme composant d'écrans à conversion indirecte, leur intérêt en médecine nucléaire est toutefois limité car il est difficile d'obtenir des longueurs de plus de quelques millimètres, ce qui les rend peu efficaces pour des énergies de photons un peu élevées.

Le convertisseur lumière-électricité a connu lui aussi des variantes, à commencer par le photomultiplicateur lui-même, que des développements récents rendent plus sensible à la localisation de l'événement à l'intérieur même de sa surface sensible. On a bien sûr proposé aussi de le remplacer par des photodiodes, dont le défaut est ici l'absence d'étage d'amplification du signal. Les photodiodes à avalanche, où les charges créées peuvent à leur tour en générer d'autres, constituent de ce point de vue une alternative intéressante.