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.

Certains modèles ont exploré la voie CCD ("charged coupled device") bien connue en photographie mais aussi en radiologie. Contrairement aux PMs et aux photodiodes classiques qui traitent un par un les signaux qui leur arrivent de façon aléatoire, les CCDs sont lus à intervalles de temps réguliers, temps pendant lequel ils intègrent l'information reçue. Ce taux de lecture doit alors être réduit à une valeur inférieure au taux d'incidence des gammas, pour que chaque événement puisse être traité séparément. Par ailleurs les matrices CCDs sont toujours de taille assez faible par rapport à ce qui est demandé en scintigraphie.

2)Détecteurs à semi-conducteurs.

Le chemin vers le numérique aboutit presque inévitablement aux détecteurs à semi-conducteurs, dont le principe est exposé dans la partie "radioprotection" (Ch.II.C). En médecine nucléaire on parle de détecteurs à conversion directe puisque l'interaction d'un gamma avec le matériau actif génère elle-même le signal électrique final sans passer par l'étape intermédiaire des photons de lumière. La résolution en énergie est meilleure que dans les scintillateurs car, à même énergie gamma, le nombre de paires électrons-trous créées dans un semi-conducteur est très supérieur au nombre de photons créés dans un cristal, sans compter l'efficacité réduite de la conversion photon-électron au niveau des photomultiplicateurs ( un quart des photons en moyenne est converti par la photocathode). Le nombre de quantas qui forment le signal est important, ce qui donne des fluctuations relatives réduites et de là un pic photoélectrique assez fin.

L'une des principales difficultés que rencontre ce type de détecteur est l'efficience de détection, liée au pouvoir absorbant du matériau actif. Le silicium n'est pas un bon candidat de ce point de vue, vu son faible nombre atomique (Z=14). Le germanium (Z=32) est plus lourd, mais il ne fonctionne bien qu'à des températures très basses, ce qui demande de la cryogénie et de ce fait ne convient pas aux systèmes de type SPECT qui doivent tourner mécaniquement. En fait les matériaux qui semblent promis à un bel avenir en médecine nucléaire sont le CdTe et le CdZnTe, en abrégé CZT, qui fonctionnent à température normale et présentent un Z moyen élevé.

En ce qui concerne la résolution spatiale, le point crucial est la configuration des électrodes de polarisation. Il peut s'agir par exemple d'un simple pavage de la surface, pavage où chaque élément définit un pixel. On a aussi proposé des trames d'électrodes linéaires, avec un réseau de lignes parallèles gravé sur une des faces du semi-conducteur, et un réseau analogue mais orthogonal au premier sur l'autre face. Dans ce dernier cas, les électrons sont récoltés sur l'un des réseaux et les trous sont récoltés sur l'autre face, ce qui permet de localiser l'événement à l'intersection des lignes activées. La résolution est bonne mais le système demande une double polarisation avec un point neutre, ou potentiel zéro, commun aux deux réseaux.

3)Caméra CZT.

Les premières caméras CZT ont fait leur apparition récemment (écrit en 2013) en scintigraphie cardiaque. Ainsi la General Electric GE Discovery NM 530c (DNM) présente une configuration statique de 19 détecteurs CZT disposés en arc de cercle sur 180°, l'arc de cercle qui cerne au mieux la région du cœur. Chaque détecteur a une extension de 4cm sur 4cm et une épaisseur de 5mm, et se compose de quatre modules disposés en carré. Un module est une matrice de 16x16 éléments de détection à semi-conducteur CZT de 2,5x2,5mm. Les améliorations constatées concernent aussi bien la résolution spatiale (x2), que la résolution en énergie (x2) et l'efficacité de comptage (x6). Ce dernier point peut être converti en réduction d'activité injectée et donc en diminution de dose patient, ce qui n'est pas négligeable compte tenu de la dosimétrie élevée qui caractérise la scintigraphie cardiaque basée sur le technétium-99 ou le thallium-201. (Réf: B.Songy, Médecine Nucléaire 34 (2010) 473–479)

La caméra D-Spect, de Spectrum Dynamics, utilise neuf blocs de détection rectangulaires pixelisés en 16x64 éléments de 2,5mm, ce qui donne une surface totale de 40x160mm. Pendant l'acquisition, ces neuf blocs pivotent autour de leur axe central de manière à couvrir la totalité du champ de vue. Les performances sont sensiblement comparables à celles de la DNM. (Réf: Kjell Erlandsson et al., Phys. Med. Biol.54(2009) 2635–2649)